infraestrutura de hardware e software...
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UNIVERSIDADE FEDERAL DO MATO GROSSO DO SUL FACULDADE DE ENGENHARIAS, ARQUITETURA E URBANISMO E GEOGRAFIA
(FAENG) CURSO DE ENGENHARIA ELÉTRICA
FELIPE DE OLIVEIRA DE ARAÚJO
INFRAESTRUTURA DE HARDWARE E SOFTWARE PARA MONITORAMENTO
DE BATIMENTOS CARDÍACOS EM BOVINOS DE CORTE
Campo Grande, MS
2014
FELIPE DE OLIVEIRA DE ARAUJO
INFRAESTRUTURA DE HARDWARE E SOFTWARE PARA MONITORAMENTO
DE BATIMENTOS CARDÍACOS EM BOVINOS DE CORTE
Trabalho de conclusão de curso de graduação apresentado à Faculdade de Engenharias, Arquitetura e Urbanismo e Geografia (FAENG) da Universidade Federal do Mato Grosso do Sul, como requisito parcial para obtenção do grau de Bacharel em Engenharia Elétrica.
Orientador: Prof. Dr Evandro Mazina Martins
Co-orientador: Prof. Dr Ricardo Ribeiro dos Santos
Campo Grande, MS
2014
FELIPE DE OLIVEIRA DE ARAUJO
INFRAESTRUTURA DE HARDWARE E SOFTWARE PARA MONITORAMENTO
DE BATIMENTOS CARDÍACOS EM BOVINOS DE CORTE
Trabalho de conclusão de curso de graduação apresentado à Faculdade de Engenharias, Arquitetura e Urbanismo e Geografia (FAENG) da Universidade Federal do Mato Grosso do Sul, como requisito parcial para obtenção do grau de Bacharel em Engenharia Elétrica.
Aprovada em _____ de ___________________ de ________.
BANCA EXAMINADORA:
Prof. Dr Evandro Mazina Martins
__________________________________
Prof. Dr Ricardo Ribeiro dos Santos
__________________________________
Prof. Dr Milton Ernesto Romero Romero
__________________________________
AGRADECIMENTOS
À minha mãe, Maria Cândida de Oliveira, pelo apoio e participação em toda minha
formação. Agradeço por todas as condições oferecidas e por me mostrar desde
cedo a importância, valor pelos estudos.
Ao professor Ricardo Ribeiro dos Santos pelo profissionalismo e dedicação, com
sábios conselhos, incentivo, importância da pesquisa e por me guiar nesses 4 anos
de graduação. Agradeço por estar sempre disposto a ajudar e por ter me ensinado à
importância do estudo, pela busca de um diferencial da criatividade e inovação.
Agradeço a minha namorada, Bruna Larissa Spontoni do Espirito Santo, pela
paciência e apoio.
Aos professores do Departamento de Engenharia Elétrica que colaboram de forma
direta e indireta com a minha formação ao longo destes anos transmitindo todo o
conhecimento que tenho hoje.
Ao professor Evandro Mazina pela paciência e apoio. E por fim a todos os outros
amigos e pessoas que por ser impossível enumerar e agradecer diretamente aqui,
que contribuíram para a construção desse trabalho.
“Apenas aqueles que se arriscam ir tão longe, podem possivelmente saber quão
longe podem ir.”
T. S. Eliot
RESUMO
Especula-se que a produção de carne bovina deverá saltar de atuais 200
milhões para 470 milhões de toneladas até 2050 para suprir a demanda de uma
população de aproximadamente 9 bilhões de pessoas.
Atualmente, o Brasil é um dos maiores exportadores de carne bovina do
mundo. E quando se pensa especificamente, em desafio e dificuldades, a serem
vencidos, o principal deles está associado ao estresse térmico resultante da alta
taxa de incidência solar que incide sobre a maior região do país criando uma
barreira para o aumento da produtividade.
Este trabalho de conclusão de curso faz parte de um projeto maior que
propõe o desenvolvimento de uma plataforma eletrônica capaz de avaliar e
relacionar os parâmetros fisiológicos, como frequência cardíaca, frequência
respiratória e temperatura corporal, em tempo real, dos bovinos de corte não
sedados e em pastagem. A plataforma eletrônica serve com uma ferramenta de
suporte e mensuração para técnicas de manejo e produção de bovinos de corte,
contribuindo assim para maximizar produção agropecuária aliando desenvolvimento
sustentável.
Em particular, objetiva-se aqui projetar e implementar um protótipo ubíquo
que contempla uma solução integrada de hardware e software para a obtenção de
frequência cardíaca em bovinos de corte, uma vez que a informação cardíaca é
fundamental para a análise da sanidade animal. Tratando especificamente da
aquisição dos sinais de frequências cardíaca, optou-se pela adoção de sensores
oxímetros (SpO2). Esses sensores constituem-se em uma alternativa de baixo custo
e simplicidade de aplicação, além de possibilitar a obtenção de uma gama de sinais
fisiológicos utilizando um único sensor. Para validar e avaliar o protótipo,
experimentos foram realizados com humanos e comparados com um equipamento
comercial. Experimentos iniciais visando a adaptabilidade dos animais e validação
de parâmetros foram realizados com dois animais não-sedados (novilhas) da raça
Nelore.
Palavras-chave: Bem estar animal, Frequência cardíaca, Técnica de
Oxímetria.
ABSTRACT
It is speculated that production will jump from the current 200 million to 470
million tonnes of meat by 2050 to meet the demand of a population of about 9 billion
people.
Currently, Brazil is a major exporter of beef in the world. And when thinking
specifically in challenge and difficulties to be overcome, the main one is associated
with the thermal stress resulting from high solar incidence rate that relates to most of
the country and creates a barrier to improvement for increased productivity.
This dissertation is part of a larger project which proposes the development of
an electronic platform to evaluate and correlate physiological parameters as heart
rate, respiratory rate and body temperature in real time, the beef cattle and non-
sedated. The electronic platform serves as a support tool and measurement
techniques for the management and production of beef cattle, thereby helping to
maximize agricultural production combining sustainable development.
In particular, the objective here design and implement a prototype ubiquitous
features an integrated hardware and software for obtaining heart rate in beef cattle,
since the heart is the key information for the analysis of animal health. Dealing
specifically with the acquisition of signs of cardiac frequency, we chose to adopt
oximeter sensor (SpO2). These sensors are in a low-cost and simplicity of
application, besides enabling to obtain a range of physiological signals using a single
sensor. To validate and evaluate the prototype, experiments were conducted with
human and compared with a commercial equipment. Initial experiments aimed
adaptability of animals and validation parameters were performed with two non-
sedated animals (heifers) Nellore.
Keywords: Welfare of animals, heart rate, pulse oximetry technique.
LISTA DE FIGURAS
Figura 1.1: Esboço do sistema de hardware/software ......................................... 18
Figura 2.1: Hardware do atual protótipo do sistema de monitoramento. ........... 22
Figura 2.2: Diagrama de bloco funcional para o harware/software que constituí
o bolus ingerido (pílula). ......................................................................................... 23
Figura 2.3: Hardware que incorpora o bolus e os circuitos de detecção dos
sinais fisiológicos ................................................................................................... 24
Figura 2.4: Descrição de alto nível de um nó sensor ........................................... 26
Figura 2.5: Visão geral do prótipo a) Cinta Polar fixada no pescoço do animal.
b) Detalhes do hardware utilizado c) Caixa de armazenamento do circuito
projetado d) Suporte para a caixa de armazenamento do protótipo
desenvolvido ........................................................................................................... 27
Figura 2.6: Monitor de segurança pecuária para fornecer informações para o
gerenciamento tático sob condições de estresse por calor. .............................. 29
Figura 2.7: Sistema de identificação eletrônica para o monitoramento
comportamental ...................................................................................................... 30
Figura 2.8: Circuito completo de monitoramento da frequência respiratória .... 31
Figura 2.9: : Circuito completo acoplado ao animal ............................................. 31
Figura 3.1: Forma de onda PGG e a representação do dicroic notch................. 41
Figura 3.2: : Métodos de obtenção do sinal PPG ................................................. 43
Figura 4.1: Diferentes tipos de sensores oxímetros ............................................ 44
Figura 4.3: : Representação no domínio da frequência da fotocorrente
detectada em um oxímetro. Apenas as frequências positivas da transformada
de Fourier do sinal em (2.4) são traçados. O sinal é simetrico em torno do eixo
vertical. O componente ac do sinal PPG é retratado com uma Largura de banda
finita, em vez de como um impulso. O enredo é para não escalar e relativas
dimensões foram exageradas para uma melhor representação ......................... 45
Figura 4.4: Modulo do Circuito de Aquisição e Processamento de Sinal............
...................................................................................................................................47
Figura 4.5: Modelo Elétrico de um fotodiodo ........................................................ 50
Figura 4.6: Esquema do circuito elétrico do amplificador de transimpedância 51
Figura 4.7: Diagrama de Bode de um amplificador de transimpedancia não
compensado ............................................................................................................ 51
Figura 4.8: Diagrama de Bode de um amplificador de transimpedancia
compensado.............................................................................................................54
Figura 4.9: Esquemas elétricos utilizados para a simulação das funções de
transferências do ganho de malha fechada, (a), do fator de realimentação,
β (b) e do ganho de malha aberta do amplificador operacional, (c). ............. 55
Figura 4.10: Simulação (Pspice) do Conjunto Fotodiodo/Pré-Amplificador para
= 82kΩ............................. .....................................................................................57
Figura 4.11: Circuito de Amplificação de Sinal ..................................................... 58
Figura 4.12:Ponte H responsável pelo chaveamento dos Leds .......................... 59
Figura 4.13: Diagrama do Esquemático Eletrônico do Shield para Arduíno do
Circuito para Aquisição e Condicionamento de Sinal PPG ................................. 60
Figura 4.14: Visão 3D da placa de circuito impresso com os componentes
utilizados no circuito eletrônico
...................................................................................................................................61
Figura 4.15: Trilhas e plano de terra para o shield projetado. ............................. 62
Figura 4.16: Algoritmo de calculo de frequência cardíaca. ................................. 62
Figura 4.17: Trecho de código que configura a interrupção para o Timer0 ....... 64
Figura 4.18: Tabela para definir o Prescaler do Timer0 ....................................... 66
Figura 4.19: Trecho de código do algortimo de controle e chaveamento dos
Leds. ......................................................................................................................... 66
Figura 4.20: Forma de onda dos sinais de funcionamento dos Leds. ................ 67
Figura 4.21: Interface Cattlelogger Visualizer 1.1. ................................................ 68
Figura 4.22: Funcionamento da Interface CattleLogger Visualizer 1.1 em
comparação com dados visualizados no osciloscópio. ...................................... 69
Figura 5.1: Fluxograma para armazenamento de dados no cartão micro SD. ... 69
Figura 5.2: Trecho de código para o armazenamento de dados. ........................ 71
Figura 5.3: Teste sobre esforço para o individuo usando o sensor oximetro
DS100A.. ................................................................................................................... 72
Figura 5.4: Teste sobre esforço físico usando o medidor de pressão BK-
AP212.. ..................................................................................................................... 75
Figura 5.5: Fatores que influenciam o sinal PPG. ................................................ 76
Figura 5.6: Forma de Onda PPG com a respiração forçada após o esforço
físico. ........................................................................................................................ 77
Figura 5.7: Forma de onda PPG para o individuo 1 em repouso ........................ 77
Figura 5.8: Forma de onda PPG para o individuo 1 após esforço físico.. .......... 79
Figura 5.9: Teste do sistema na novilha 1. ............................................................ 79
Figura 5.10: Teste do sistema na novilha 2.. ......................................................... 80
Figura 5.11: Forma da onda PPG obtida na novilha 1 .......................................... 81
Figura 5.12: Forma de onda PPG obtida na novilha 2... ....................................... 82
LISTA DE TABELAS E QUADROS
Quadro 2.1: Principais características dos trabalhos relacionados............. 39
Quadro 4.1:Supostas características do fotodiodo no sensor DS100A....... 54
Quadro 4.2: Características físicas do Amplificador operacional MCP602... 54
Quadro 5.1:Características dos indivíduos que foram realizados os testes. 74
Quadro 5.2: Média das Frequências Cardíacas no teste de Esforço Físico...76
Quadro 5.3: Média das Frequências Cardíacas no teste em Repouso.......... 80
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO .................................................................................................. 13
2 SOLUÇÕES TECNOLÓGICAS EXISTENTES ................................................ 20
2.1 Soluções para Obtenção da Frequência Cardíaca ..................................................................... 20
2.2 Soluções para Obtenção da Frequência Respiratoria ................................................................ 28
2.3 Soluções para Obtenção de Diferentes Varíaveis Físiologicas ................................................. 32
2.4 Discussão e Analise das Soluções Existentes ............................................................................ 36
3 TECNICA PARA OBTENÇÃO DA FREQUÊNCIA CARDÍACA ....................... 39
3.1 Técnica de Fotoplestismografia (PPG) ....................................................................................... 39
3.2 Aquisição da Frequência Cardíaca a partir do Sinal PPG .......................................................... 42
4 PROJETO DO PROTÓTIPO ............................................................................. 44
4.1 Projeto do Hardware .................................................................................................................... 44
4.1.1 Descrição do Sensor Oxímetro Utilizado .................................................................................... 44
4.1.2 O Sinal de Saída do Sensor Oxímetro ........................................................................................ 46
4.1.3 Projeto do Circuito de Aquisição e Processamento de Sinal ...................................................... 49
4.1.4 Amplificador de Transimpedância ............................................................................................... 50
4.1.5 Circuito de Amplificação de Sinal ................................................................................................ 58
4.1.6 Circuito de Chaveamento dos Leds ............................................................................................ 59
4.1.7 Implementação em Kicad do Hardware Projetado ...................................................................... 61
4.2 Projeto do Software ..................................................................................................................... 63
4.2.1 Algoritmos para Obtenção da Frequência Cardíaca ................................................................... 63
4.2.2 Algoritmo de Controle e Chaveamento dos Leds ........................................................................ 65
4.2.3 Modulo de Interface Gráfica ........................................................................................................ 68
5 TECNICA DE OBTENÇÃO DA FREQUÊNCIA CARDÍACA ............................ 70
5.1 Datalogger ................................................................................................................................... 70
5.2 Descrição dos Testes .................................................................................................................. 72
5.2.1 Teste após Esforço Físico ........................................................................................................... 73
5.2.2 Teste em Repouso ...................................................................................................................... 78
5.3 Primeiro teste em bovinos ........................................................................................................... 80
6 CONCLUSÃO .................................................................................................. 83
REFERÊNCIAS ................................................................................................. 85
13
CAPÍTULO 1
INTRODUÇÃO
A expansão demográfica mundial preocupa as nações de todo o mundo, pois
juntamente com esse crescimento se percebe a necessidade de maior produção de
alimentos, dentre os principais, a proteína animal. Especula-se que a produção de
carne deverá saltar de atuais 200 milhões para 470 milhões de toneladas até 2050
para suprir a demanda de uma população de aproximadamente 9 bilhões de
pessoas. O Brasil é tido como a última fronteira agropecuária do mundo que reúne
território, água e tecnologia com o imenso desafio de maximizar a produtividade com
custos acessíveis, sem esquecer a segurança alimentar, preservação do
ecossistema e promoção de sustentabilidade.
Atualmente, o Brasil é um dos maiores exportadores de carne bovina do
mundo. E quando se pensa em desafio e as dificuldades a serem vencidos, o
principal deles o estresse térmico gerado nos animais. O Brasil possui alta taxa de
incidência solar pelo fato que grande faixa de nosso território estar localizada entre
os trópicos de Câncer e Capricórnio onde a incidência de luz solar é alta. Este fato
prejudica a produtividade da pecuária bovina, pois o estresse térmico proporcionado
aos animais promove drástica diminuição nas taxas de fecundação, natalidade, além
do ganho de peso.
A produção animal nos trópicos é limitada principalmente pelo estresse
térmico, que se agrava ainda mais quando se compara as raças selecionadas para
maior produção, que no geral, são provenientes de países de clima temperado,
limitando o seu uso ou mesmo não permitindo a essas expressar o máximo da sua
capacidade produtiva. Dessa forma, torna-se imprescindível o conhecimento da
capacidade de adaptação das raças exploradas no Brasil, bem como a
determinação dos sistemas de criação e práticas de manejo que permitam o
desenvolvimento da pecuária de corte de forma sustentável, sem prejudicar o bem-
estar dos animais.
.
14
Avaliar e estudar o comportamento do estresse do bovino é uma das formas
de agregar valor ao desenvolvimento da pecuária. O estudo do estresse animal
melhora significantemente a qualidade do produto de origem animal. Só
recentemente pesquisadores vêm desenvolvendo aplicações utilizando rede de
sensores sem fio aplicado no monitoramento de variáveis fisiológicas com o intuito
de correlacionar o bem-estar animal. Entretanto, a maioria dessas soluções
desenvolvidas está focada no gado leiteiro que possui um comportamento mais
dócil, onde, na maioria das vezes, estão confinados.
A Start-up brasileira, Chip-Inside, voltada para a pecuária de precisão
especializada no mercado leiteiro, tem recebido investimento de vários editais pelo
país como o START-UP BRASIL e o INOVA AGRO-FINEP. Foi neste ramo que a
empresa viu uma necessidade de produtos que alavancassem a produção dos
produtores de leite brasileiros, pois estes vêm sofrendo com a enorme concorrência
dos produtos lácteos da Argentina e do Uruguai, países superiores tanto em
produtividade quanto em qualidade. Essa empresa lançou, recentemente, um
produto comercial baseado em uma coleira animal para gerenciamento do
comportamento animal. Com isso, a empresa visa aumentar o nível de
conhecimento sobre o comportamento animal devido a diferentes fatores (dentre
eles o estresse térmico) e aumentar a produtividade e a qualidade de produtos.
Apesar de soluções comerciais visando o monitoramento do comportamento animal
com enfoque em gado leitero, não há relatos, na literatura da área, sobre soluções
equivalentes para o mercado de gado corte.
Nas criações de animais a pasto, caso comum de criação de gado de corte, a
incidência da radiação solar direta representa a maior fonte de calor recebida pelos
animais do ambiente. Para evitar ou reduzir o estresse térmico provocado pela
radiação solar, o uso do sombreamento é uma alternativa viável, beneficiando o
conforto térmico e favorecendo a termorregulação dos animais [1].
De acordo com [2] e [3] animais de produção expostos aos efeitos radioativos
diretos do sol, sofrem mais com o estresse resultante do calor do que aqueles
animais protegidos em locais sombreados, em que, as sombras naturais (árvores)
15
possibilitam um maior conforto para o animal frente às sombras artificiais (tela
sombrite, telha cerâmica, amianto, metal galvanizado, etc.), sendo, o provimento de
sombras em uma pastagem animal é a forma mais econômica de proporcionar
conforto e bem estar térmico animal [4].
Neste sentido, que um sistema de Integração Lavoura-Pecuária-Floresta
ou (ILPF) pode maximar a produtividade da agropecuária aliando sustentabilidade e
preservação do ecossistema. A técnica de produção integra os animais, as árvores e
as pastagens numa mesma área, gerando muitas vantagens ao produtor que utiliza
deste sistema. As ILPFs apresentam grande potencial de benefícios econômicos e
ambientais para os produtores e para a sociedade. São sistemas multifuncionais,
onde existe a possibilidade de intensificar a produção pelo manejo integrado dos
recursos naturais evitando sua degradação.
O sistema ILPF constitui um método eficiente para criação de bovinos
especializados na produção de leite e bovinos de corte, fornecendo um ambiente de
conforto térmico. Em um estudo apresentado em [5,6] a procura dos animais por
ambientes sombreados, durante o verão, mostra a necessidade da provisão de
sombra. No inverno, vacas mestiças, em lactação, permaneceram 43% do tempo da
pastagem à sombra das árvores. No verão este percentual subiu para 69% de
acordo com [7].
Ainda são escassos os resultados sobre desempenho de bovinos em
sistemas de produção ILPFs, especialmente sobre a produção de carne. O trabalho
apresentado em [7] divulgou o resultado do ganho de peso em novilhas
leiteiras. Observou-se que, na época das chuvas, o ganho de peso no sistema ILPF
e na monocultura de gramíneas foi aproximadamente de 486 g/dia. Entretanto,
durante o período seco, o ganho de peso variou com o tipo de pastagem, sendo
maior no sistema ILPF com estilosantes com um resultado de aproximadado de 326
g/dia, em relação ao observado na baquearia sem sombreamento que obteve
aproximadamente 226 g/dia [8].
Para [9], a disponibilidade de sombra para os animais de produção tem efeito
na melhoria de suas condições fisiológicas (frequência respiratória, temperatura
16
retal, batimentos cardíacos, etc.), no comportamento animal (consumo, ócio,
ruminação, etc.) e no desempenho produtivo (carne, leite, etc.), percebendo-se
diferenças mais acentuadas nestas variáveis quanto menor for a tolerância dos
animais às elevadas temperaturas.
Assim, monitorar a frequência cardíaca, a frequência respiratória, a
temperatura corporal e o nível de sombreamento são essenciais para mensurar e
determinar a qualidade do bem-estar em bovinos de corte.
Nesse contexto, este trabalho está inserido em um projeto maior que propõe o
projeto e desenvolvimento de plataforma eletrônica que possibilita avaliar e
relacionar os parâmetros fisiológicos dos bovinos de corte em tempo real. Além
disso, a plataforma proposta pode servir como uma ferramenta de avaliação das
técnicas de manejo e produção de bovinos de corte existentes contribuindo para o
desafio do país de maximizar sua produção agropecuária aliando desenvolvimento
sustentável.
Este trabalho de conclusão de curso objetiva, especificamente, projetar e
desenvolver um dispositivo eletrônico para aquisição de sinais cardíacos e
determinação da frequência cardíaca em bovinos de corte. Um dos requisitos e
diferenciais deste equipamento é que seja capaz de atuar em animais não sedados
e em pastagem. Além disso, o projeto de um dispositivo eletrônico que será
acoplado ao corpo do animal deve considerar características como tamanho, peso,
consumo energético, temperatura de operação, entre outros para alcançar robustez
de funcionamento e interferência mínima sobre o comportamento e bem-estar do
bovino sob estudo.
A solução proposta neste trabalho utiliza sensores acoplados à pele do animal
para obtenção dos sinais referentes às variáveis sob estudo. Tratando
especificamente da aquisição dos sinais de frequência cardíaca, optou-se pela
adoção de sensores oxímetros (SpO2). Associado a esses sensores propõe-se o
projeto e utilização de hardware embarcado a fim de obter, organizar, processar os
sinais e armazená-los em memória persistente.
17
Originalmente, um sensor oxímetro retorna informações sobre níveis de
oxigenação sanguínea por meio da técnica de fotopletismografia (do inglês
Photopletismogram – PPG). Essa é uma técnica óptica de baixo custo e pode
registrar de maneira contínua a intensidade de luz dispersa de uma fonte pelo tecido
e coletada por um fotodetector. Neste trabalho, busca-se uma alternativa inovadora
ao utilizar esse tipo de sensor para adquirir, filtrar e processar o sinal
fotopletismográfico para derivação da frequência cardíaca e respiratória em bovinos.
Há relatos na literatura [10] [11] sobre obtenção dessas frequências em humanos a
partir de sensores oxímetros. Assim, considerando fatores como custo, flexibilidade
e simplicidade dos sistemas de hardware e software, consumo de potência do
sistema integrado e adaptabilidade ao animal, verifica-se a possibilidade de adotar
essa técnica na solução proposta neste trabalho.
A escolha pela técnica PPG para obtenção das frequências cardíaca e
respiratória em bovinos, ao invés de outras técnicas como eletrocardiograma (ECG),
deve-se à extração mais segura dos dados respiratórios, pois a forma de onda PPG
proporciona melhores estimativas do que as estimativas derivadas do ECG por meio
de análises de arritmia sinusal respiratória (Respiratory Sinus Arrhythmia - RSA). As
variações da forma de onda PPG são, em sua maior parte, influenciadas pelo
mecanismo de respiração e não dependem exclusivamente de um sistema nervoso
autônomo intacto. A utilização de ECG e RSA para medir a frequência respiratória é
menos eficiente em pacientes idosos, pacientes em estado crítico, e aqueles com
doenças que causam neuropatia autônoma [11]. No contexto deste trabalho,
entende-se que tal limitação também pode ocorrer em bovinos. Por fim, outra
motivação para adoção de PPG ao invés de ECG deve-se à simplicidade de
aplicação do PPG, pois utiliza apenas um único sensor de contato, ao contrário de
ECG que necessita de vários sensores de contato.
A Figura 1.1 apresenta um esboço inicial do sistema e o fluxo de aquisição e
tratamento das variáveis fisiológicas a partir do bovino.
18
Figura 1.1: Esboço do sistema de hardware/software
Na Figura 1.1 é observado que (1) o sensor oxímetro será colocado na orelha
e (2) o sistema de aquisição dos dados fisiológicos será colocado no pescoço do
animal (este é chamado de nó). Esses dados fisiológicos (analógicos) serão
amplificados, filtrados, convertidos para o formato digital, tratados e memorizados
(cada animal terá seus dados registrados neste nó) por um sistema de hardware e
software. Após esse processo, os dados serão transmitidos por algum meio sem fio
para (3) um sistema de recepção, que terá os registros de todos os animais
monitorados, podendo assim fornecer informações a respeito das condições de cada
animal após esses dados serem analisados.
A utilização do sensor oxímetro no corpo do animal foi um dos focos de
pesquisa e experimentação nesse projeto. Autores [12] indicam que a orelha
constitui-se em um sistema periférico adequado para adquirir os sinais respiratórios
a partir da forma de onda PPG, e os resultados indicaram que as variações da forma
de onda PPG adquiridos a partir da orelha foram dezoito vezes maior em magnitude
19
do que a partir do dedo de um paciente, estando esse respirando espontaneamente.
Entretanto, observou-se, de experimentos iniciais realizados na Embrapa-Gado de
Corte, que o animal apresenta desconforto com a utilização do equipamento na
orelha. Apesar de ser um local factível, procurar-se-á outras alternativas de locais,
como a testa, tal que sejam menos desconfortáveis e menos sujeitos a acidentes.
Vislumbra-se a utilização da técnica de reflectância para aquisição do sinal PPG
devido às vantagens citadas em [11].
O texto deste trabalho está organizado da seguinte forma:
No Capítulo 2 é apresentada a fundamentação teórica, uma revisão detalhada
da literatura de dispositivos e equipamentos tecnológicos para aquisição de
sinais fisiológicos de animais existentes ou propostos em trabalhos científicos.
No Capítulo 3 é apresentada uma fundamentação teórica da técnica de
obtenção de dados de frequência cardíaca escolhida bem como os materiais
e métodos utilizados.
No Capítulo 4 é apresentado o projeto do hardware e software desenvolvidos.
No Capítulo 5 são discutidos e apresentados os primeiros experimentos e
resultados.
No Capítulo 6 apresenta-se as considerações finais e conclusões deste
trabalho.
20
CAPÍTULO 2
SOLUÇÕES TECNOLÓGICAS EXISTENTES
Este capítulo apresenta trabalhos encontrados na literatura da área que
propõem a utilização de tecnologias de hardware, software e de comunicação
visando o monitoramento de variáveis fisiológicas tanto em animais quanto em seres
humanos.
Alguns desses trabalhos têm enfoque destacado na questão do conforto
térmico dos animais. A apresentação dos trabalhos pode ser observada nas Seções
2.1, 2.2 e 2.3 que foram organizadas para cada proposta estudada. A escolha dos
trabalhos apresentados levou em conta a utilização de tecnologias com foco no
monitoramento de variáveis como frequência cardíaca, temperatura cutânea e do
ambiente no entorno, frequência respiratória e luminosidade, tanto em seres
humanos quanto em animais não sedados. Trabalhos com enfoque específicos em
tecnologias para rastreamento animal, utilização de tecnologias e experimentos em
animais sedados, ou mesmo em tecnologias para detecção e melhoria da pastagem
não são aqui apresentados. Os trabalhos apresentados na Seção 2.4 são discutidos
e comparados em um espectro mais geral visando a identificação das principais
variáveis fisiológicas analisadas e tecnologias empregadas.
2.1 Soluções para Obtenção da Frequência Cardíaca
A proposta apresenta em [13] descreve o desenvolvimento de uma
infraestrutura de telemedicina veterinária baseada em tecnologia de monitoramento
wearable (que pode ser adaptada, vestida). O objetivo dessa infraestrutura é
suportar sistemas de monitoramento que avaliam continuamente o estado de saúde
do gado em rebanhos concentrados e distribuídos.
Para que isso seja possível, é necessário colocar estações de monitoramento
compatíveis com a tecnologia Bluetooth próximas aos bancos de alimento e de água
dos animais. Algoritmos realizam análises preliminares sobre os dados, fazendo ou
21
não a transmissão desses dados para os bancos de dados da região, onde serão
correlacionados com os dados fornecidos por outros produtores. Resultados
significativos podem ser transmitidos para o veterinário responsável, produtores e
autoridades governamentais dependendo do grau de importância. Outro ponto que
deve ser destacado é que, com esses dados, é possível a geração de um relatório
de saúde geográfico [41].
O protótipo do sistema de monitoramento utiliza a telemetria Bluetooth para a
transferência dos dados. De acordo com [13], é utilizado o bolus CorTemp e um
transceptor, responsável pelo envio e recebimento dos valores de frequência
cardíaca e temperatura corporal dos animais. A pílula (bolus) deve ser ingerida pelo
animal, onde ficará alojada no retículo e é responsável pelo envio continuo das
mensurações dos sinais fisiológicos para o transceptor. O transceptor também é
compatível com os cintos de eletrodos Polar. Além disso, há também sensores
baseados em luz, acelerômetros, dispositivos GPS e outros sensores wearable.
Também foi utilizado um sensor de reflectância de luz conectado a um circuito de
oxímetro de pulso para adquirir dados fotopletismografico vermelho e infravermelho
a partir da orelha do bovino. Os valores adquiridos pelo bolus CorTemp foram 70
batimentos por minuto e 102 F, respectivamente.
A Figura 2.1 ilustra o módulo sensor que é controlado por um
microcontrolador PIC 18F8720 (A), unidade GPS Trimble Lassen SQ (B), dados de
reflectância vermelho/infravermelho a partir do oxímetro de pulso (C), a temperatura
corporal e frequência cardíaca a partir da unidade CorTemp HQI (D). O fluxo de
dados dos sensores serão transmitidos via rede sem fio usando o módulo BrightCom
Callisto 2 (E), o computador de mão utilizado é o modelo Compaq iPaq 3870
utilizando Anycom Bluetooth CF-2001 CompactFlash Card. Estes dispositivos se
comunicam uns com os outros utilizando o Serial Port Profile no padrão Bluetooth.
22
Figura 2.1: Hardware do atual protótipo do sistema de monitoramento. Fonte: [13]
O trabalho [14] também apresenta uma abordagem da utilização da pílula
bolus para a obtenção da frequência cardíaca e da temperatura em bovinos. Esta
abordagem permite adquirir o ritmo cardíaco por meio de um fonocardiógrafo, onde
este foi inserido dentro da pílula bolus.
A Figura 2.2 ilustra um diagrama de bloco funcional do hardware/software
utilizado para a aquisição e o processamento dos dados do sensor fonocardiógrafo.
As principais características incluem:
Aquisição de dados acústicos: um microfone submersível obtém os
dados acústicos, a partir do retículo;
Aquisição da temperatura corporal: um sensor de temperatura
superficial obtém uma mensuração calibrada da temperatura corporal;
23
Detector do pico de frequência cardíaca e filtros: um circuito
analógico detecta os pulsos acústicos e tenta filtrar os ruídos indesejados,
como artefatos da ruminação
Pré-processamento dos dados: os dados são convertidos e
ordenados antes da transmissão. O conversor analógico/digital do
processador principal captura os dados de temperatura, em seguida o
processador determina o tempo de clock entre os pulsos de frequência
cardíaca;
Transmissão wireless: os dados são transmitidos sem fio por meio de
um ligação de radio frequência;
Pós- processamento: algoritmos de nivelamento e de avaliação de
parâmetros são aplicados nestes dados.
Figura 2.2: Diagrama de bloco funcional para o harware/software que constituí o
bolus ingerido (pílula). Fonte: [14]
O hardware inicial utilizado para o link de comunicação é um controlador
rfPIC, que possui uma antena de frequência central de 315 MHz. O receptor também
é um controlador rfPIC com antena monopolo. De acordo com [14], o
estabelecimento da comunicação de forma confiável obteve poucos sucessos, onde
um dos principais fatores que levam a complicações, de acordo com os autores, é o
fato de o transmissor estar no interior do retículo do bovino.
Outro fator complicador é o fato de a pílula bolus não ficar parada, mas sim se
movimentando no retículo, motivo que um sinal acústico de confiança raramente
pode ser obtido. Uma solução apresentada pelos autores é uma nova concepção do
bolus, com o mesmo hardware, mas com um formato diferente, tornando-a menor.
24
Outra opção apresentada é a utilização de um metrônomo ao lado do microfone,
onde o comportamento do hardware coincide com o comportamento das simulações
do circuito [41].
A Figura 2.3 ilustra o hardware que incorpora o bolus e os circuitos de
detecção. Na figura estão presentes: os módulos transmissor (A) e receptor (B) da
Microchip; a placa de circuito (C) que integra o controle, a aquisição de dados e os
circuitos de filtragem; a embalagem construída para o bolus é mostrado em (D) e
(E), onde o tampão (D) contém o microfone submersível, e o invólucro (E) é um
corpo oco que protege o circuito de danos causados pela água [41].
Figura 2.3: Hardware que incorpora o bolus e os circuitos de detecção dos sinais
fisiológicos. Fonte: [14]
25
Os autores afirmam que a validação dos testes para a frequência cardíaca e
temperatura foi obtida com êxito. Para o mundo real, é necessário estabelecer uma
ligação wireless confiável, bem como um software de processamento que pode
diferenciar entre os batimentos cardíacos, o ruído da ruminação e os artefatos em
movimento.
No trabalho [15] é apresentado o processo de desenvolvimento de um
sistema composto por hardware e software capaz de monitorar animais utilizando
uma Rede de Sensores Sem Fio (RSSF) baseada no protocolo ZigBee 802.15.4.
Cada animal utiliza um colar com um nó sensor sem fio responsável por medir a
temperatura ambiente, umidade relativa e frequência cardíaca do animal, bem como
estimar a sua localização, através de métodos baseados na intensidade do sinal
recebido (RSSI - Received Signal Strength Indicator). O objetivo do trabalho é servir
como ferramenta facilitadora no estudo do efeito de variáveis meteorológicas na
qualidade de vida e produção dos animais, bem como na analise de hábitos de
pastejo e alterações de comportamento dos animais através do rastreamento da sua
localização. Adicionalmente, espera-se que a ferramenta possa auxiliar a analise e
projeto de novos algoritmos para a localização por RSSI e detecção automática de
alterações comportamentais e fisiológicas dos animais. O trabalho propõe um
sistema completo para localização e monitoramento de pequenos ruminantes
baseado em uma rede de sensores sem fio composta por módulos XBee/ZigBee
802.15.4. Cada animal é equipado com um colar que possui um nó sensor. A partir
desse colar é possível mensurar a temperatura ambiente e umidade relativa do ar, a
frequência cardíaca e determinar as coordenadas geográficas de cada animal.
Os métodos de localização se baseiam na intensidade do sinal recebido pelos
transceptores. Assim, evita-se a necessidade de uso de módulos GPS. Os
algoritmos de localização utilizados calculam a intensidade do sinal entre
transceptores instalados nos animais e transceptores instalados em quatro torres
fixas de referência (com coordenadas conhecidas) para estimar, usando o método
da lateração [16], a localização de cada animal. A Figura 2.4 apresenta a descrição
de um nó sensor.
26
Figura 2.4: Descrição de alto nível de um nó sensor. Fonte: [16]
A umidade relativa do ar é medida localmente, no ambiente em torno do
animal. Para tanto, cada estação móvel utiliza um sensor Honeywell HIH-5031, que
pode ser alimentado por uma tensão de 3,3V, possui uma precisão de
aproximadamente 3% RH (Relative Humidity) e um tempo de resposta típico de 5
segundos. O sensor Honeywell HIH-5031 fornece uma saída praticamente linear. O
sensor também possui um filtro hidrofóbico de fábrica e é construído em
multicamadas, o que o torna resistente à condensação, sujeira, óleos e substâncias
químicas presentes no ambiente [41].
Para medir a temperatura ambiente em torno do animal utiliza-se um sensor
de temperatura AD22103, fabricado pela Analog Devices. Este sensor é um circuito
integrado monolítico que engloba um circuito de condicionamento de sinal. É capaz
de medir temperaturas na faixa de 0 Cº a 100 Cº, fornece uma saída praticamente
linear com uma resolução de 28mV= Cº (quando alimentado com 3,3V) e possui um
erro máximo de 2; 5 Cº (tipicamente 0; 5 Cº) [41].
Para medir a frequência cardíaca dos animais foi utilizado um sensor da
fabricante Polar composto por uma faixa transmissora modelo T34 não codificada e
uma placa receptora RE07S. A faixa (ou cinta) transmissora envia dados sobre a
frequência cardíaca, para a placa receptora que, por sua vez, fornece na saída
pulsos com duração de 15ms a cada batimento cardíaco. Dessa forma, para
determinar a frequência cardíaca, basta calcular o tempo médio entre os pulsos e
converter esse valor para batimentos por minuto (bpm). A placa receptora pode ser
alimentada por uma tensão de 3V a 5,5V.
27
O microcontrolador utilizado nas estações móveis é o modelo PIC 18LF4620,
da Microchip. O microcontrolador pode ser considerado o cérebro da estação móvel.
Ele é responsável por realizar duas tarefas: 1) cálculo da localização do nó móvel; 2)
leitura dos sensores de temperatura do ar, umidade relativa e frequência cardíaca. O
protótipo implementado pode ser visualizado na Figura 2.5.
Figura 2.5: Visão geral do prótipo a) Cinta Polar fixada no pescoço do animal. b)
Detalhes do hardware utilizado c) Caixa de armazenamento do circuito projetado d)
Suporte para a caixa de armazenamento do protótipo desenvolvido. Fonte: [17]
No trabalho [17], o autor utiliza os equipamentos Polar para capturar a
frequência cardíaca em equinos. A frequência cardíaca é um indicador seguro do
estresse. O estresse da criação de equinos para o esporte e o estresse gerado pelos
treinos diários justifica a utilização de um dispositivo eletrônico como Polar Sport
28
Tester e Polar Equine RS800cx G3 para o monitoramento da capacidade desses
animais.
Para esse trabalho foi essencial definir com precisão a posição ideal do
equipamento. É possível receber os sinais da frequência cardíaca via rede wireless.
O dispositivo RS800CX possui um adaptador USB que utiliza uma conexão
infravermelha para transferir os dados gravados a partir de um receptor para PC.
2.2 Soluções para Obtenção da Frequência Respiratória
No trabalho [18] ficou evidente a relação entre taxa de respiração e
temperatura corporal. Mas o mensuramento da taxa respiratória para bovinos e
suínos possuem diferenças, principalmente no método de detecção respiratória para
cada um. Um sensor para aplicações humanas (BIOPAC Systems Inc., 1997) foi
utilizado e incorpora um transdutor thin-film em uma montagem de borracha de
silicone para se adaptar a circunferência torácica ou abdominal.
Um pequeno computador de mão foi utilizado para a coleta dos dados. As
especificações dos TFX-11 incluem dimensões de 8,1cm x 5,33cm x 1,27cm,
conversor A/D 12 bits (entrada 0-5 V), 512K de EEPROM, modo ultra baixo de
potência, entre outras. Uma placa para servir de interface foi especialmente
projetada para os loggers. Os autores relatam que o esforço respiratório aplicado ao
transdutor pelo gado gerou uma mudança na reação da resistência para a
respiração [41].
O software de registro era quase idêntico para ambos os animais e a memória
EEPROM do TFX-11 foi suficiente durante 4 dias, com um conjunto mínimo de
rajadas de dados adquiridos a cada 15 minutos. Os dados foram processados por
um programa Visual Basic que transforma os dados ASCII da respiração em formato
gráfico para análise.
Os autores desenvolveram uma equação com base nos dados armazenados
para fazer predição da frequência respiratória de acordo com as condições
ambientais. Foram utilizados dados de um experimento de estudo de sombra, onde
foram combinados com dados meteorológicos do local, temperatura ambiente e
29
umidade relativa, junto com medidas da radiação solar e velocidade do vento,
retornando limiares entre 25 ºC e 30 ºC. Esse estudo demonstrou que a temperatura
abaixo de 25 ºC é o fator determinante para a frequência respiratória; acima disso, a
velocidade do vento, a umidade relativa e a radiação solar também irão impactar no
estado térmico do animal. Assim, um monitor de segurança pecuária (livestock
safety monitor - LSM) foi projetado e construído contendo duas partes: (1) uma
estação climática comercial (Vantage PRO) ilustrado na Figura 2.6; (2) um
microcomputador programado com a equação desenvolvida para estimar a
frequência respiratória do gado a partir dos dados de entrada do tempo [41].
Para a correta manipulação dos animais e seus respectivos dados foi
necessário a utilização de algum meio de identificação, tendo sido utilizado nesse
projeto a identificação por radio frequência (radio frequency identification - RFID).
Esse sistema inclui quatro componentes básicos: (1) um transmissor de baixa
frequência; (2) o módulo ID que recebe a energia do transmissor RF e liga essa
energia a um sistema de armazenamento de curto prazo, que energiza o módulo
para transmitir o código único ID (tag da orelha); (3) um controlador/receptor que
capta o sinal ID fraco e converte o código ID exclusivo para a transmissão a um
sistema computacional; (4) uma antena para implementar a função de transmissão e
recebimento do sistema ID embarcado. A Figura 2.7 ilustra esse sistema de
identificação.
Figura 2.6: Monitor de segurança pecuária para fornecer informações para o
gerenciamento tático sob condições de estresse por calor. Fonte: [18]
30
Figura 2.7: Sistema de identificação eletrônica para o monitoramento
comportamental. Fonte: [18]
O trabalho [19] apresenta o desenvolvimento de um monitor de respiração
para uso em bovinos. O componente principal desse monitor é um transdutor de
força que fornece um sinal elétrico como resposta ao esforço pulmonar. Esse
transdutor funciona como um dispositivo de resistência variável que é ligado a um
dispositivo de armazenamento de dados. Esse dispositivo de armazenamento de
dados é um minicomputador (8:1cm x 5:33cm x 1:27cm) com conversor A/D de 12
bits, clock e EEPROM de 512Kb. O circuito completo contendo o minicomputador e
o sensor de força é apresentado na Figura 1.9. A Figura 1.10 mostra o circuito
acoplado a um animal por meio de um cinto.
31
Figura 2.8: Circuito completo de monitoramento da frequência respiratória. Fonte:
[19]
Para armazenar os valores adquiridos do sensor, desenvolveu-se um
programa (linguagem BASIC) sobre a plataforma do minicomputador TFX-11. Esse
programa é responsável pela recepção dos sinais do sensor em intervalos definidos
pelo usuário. Os dados recebidos e manipulados pelo programa são armazenados
em formato binário na memória EEPROM. A quantidade de memória EEPROM foi
adequada para armazenamento de dados do sensor de frequência respiratória
durante 4 dias, com rajadas de 1 minuto em intervalos de 15 minutos [41] .
Figura 2.9: Circuito completo acoplado ao animal. Fonte: [19]
32
Nos experimentos realizados, foram observados impactos da mudança de
temperatura na taxa de respiração obtida pelos sensores. Como conclusão, os
autores indicaram que o sistema, embora tenha respondido adequadamente para
situações envolvendo a mudança de temperatura, deve ser melhorado em
experimentos futuros.
2.3 Soluções para Obtenção de Diferentes Variáveis Fisiológicas
A oxímetria de pulso é uma técnica utilizada na medicina humana para a
mensuração da saturação de oxigênio no sangue. De acordo com [20], esta mesma
técnica é aplicada em bovinos, com resultados satisfatórios, menos nos animais que
apresentam doença respiratória. A doença respiratória bovina é uma das principais
causas de doença e morte, por meio da perda de peso oriundo da desmama. Desse
modo, um estudo piloto foi conduzido para avaliar a capacidade de espectroscopia
de infravermelho próximo para diferenciar entre o gado saudável e aqueles com
Doença Respiratória Bovina (DRB) ou Bovine Respiratory Disease (BRD). Algumas
novilhas foram selecionadas aleatoriamente para determinar os níveis de saturação
de oxigênio nos tecidos (StO2).
A pesquisa apresentada no trabalho [21] aborda o projeto e a construção de
um sistema de radio telemetria que permite a transmissão e a gravação simultânea
de 24 sinais fisiológicos relacionados com a respiração em animais não sedados,
especificamente cordeiros.
Nos primeiros dias de vida é realizado uma cirurgia para implantar, em todos
os cordeiros, cateteres (monitoramento de fluido ou pressões de ar) e eletrodos
(para um monitoramento biopotencial). É incluso um termopar tipo J para o fluxo
nasal, torácica e bandas elásticas abdominais para indutância respiratórias
pletismografica e um oxímetro de pulso no início da cauda. Durante as gravações de
polissonografia, todos os cateteres, eletrodos e sondas estão conectados no sistema
de radio telemetria acoplado no cordeiro.
Os parâmetros fisiológicos inclusos no sistema de telemetria são
eletrocardiograma (ECoG) e eletro-oculograma (EOG) para os estados de alerta,
33
vias respiratórias superiores e eletromiografia (EMGs) dos músculos respiratórios,
pressão respiratórias, fluído nasal e movimentos torácicos/abdominais para
detecção e caracterização de apneia, bem como dados cardiovasculares, como
eletrocardiograma (ECG) e pressão sanguínea. Também é possível gravar os dados
de saturação arterial da hemoglobina em O2 usando um oxímetro de pulso SpO2.
O sistema de telemetria é composto por três transmissores distintos: (1) um
transmissor analógico 12-canais para EMG (x8), ECG, ECoG (x2), EOG e terra; (2)
um transmissor digital 8-canais para movimentos abdominais e torácicos, fluxo nasal
(x2) e pressões respiratórias e arterial (x4); (3) um transmissor digital para SpO2,
taxa de pulso, intensidade do sinal e sinal pletismografico. A antena de recepção
(RG-59) é colocada a cerca de 2 metros do lugar onde são gravados os dados, onde
o receptor fornece o sinal demodulado e a indicação da intensidade do sinal
recebido (Received Signal Strength Indicator - RSSI ). A mudança súbita no sinal
RSSI indica o intervalo de sincronização enviado pelo transmissor [41].
Na validação in vivo da acurácia dos dados recebidos pelos três
transmissores, sendo esses dados comparados com os dados gravados por
métodos convencionais, foi comprovado a corretude desses dados. A validação do
oxímetro de pulso wireless foi feita de modo semelhante. Esse sistema wireless se
mostrou tão confiável quanto o oxímetro de pulso padrão já utilizado no laboratório.
O trabalho [32] teve por objetivo avaliar o uso de diferentes tecnologias na
criação de gado, em particular: (1) Heard Navigator TM; (2) sistema monitor de parto
e; (3) colares GPS. O objetivo da utilização do Heard Navigator foi à avaliação do
rebanho em fazendas comerciais leiteiras, identificando a eficiência individual do
estro (sensibilidade e valor predito positivo), e na avaliação dos potenciais benefícios
econômicos da introdução dessa tecnologia no desempenho reprodutivo dos
animais. Esse sistema programa automaticamente a análise de amostras de
progesterona no leite de vacas especificas selecionadas do rebanho. Segundo [30],
do total de 156 vacas monitoradas com esse sistema, a sensibilidade e a predição
positiva foram calculadas com 100% e 96% na detecção de estro.
34
O sistema monitor de parto foi dividido em dois ensaios: controle de
natalidade C6, estimando a sensibilidade (S) e o valor predito positivo (PPV); GPS-
CAL (GPS-CALving alarm device), com o objetivo de desenvolver um alarme de
nascimento utilizando tecnologias GPS/GSM. Esse monitoramento é importante para
reduzir os efeitos de distocia em vacas e bezerros. O sistema C6 é um dispositivo
eletrônico que detecta o tempo da fase de expulsão durante o parto. Um total de 53
animais da raça Holstein com aproximadamente 280 dias de gestação foram
preparadas com o sistema C6, ficando esse sistema instalado até a confirmação dos
partos. A sensibilidade e o valor predito positivo do sistema foram calculados como
100% e 95%, respectivamente. Os eventos que ocorreram com o grupo de parto
equipado com o dispositivo em comparação análoga com 59 animais sem o
equipamento.
Também quando o sistema de alarme acionou automaticamente, os
funcionários da fazenda estiveram presentes em 100% dos casos da fase de
expulsão; ao contrário das vacas sem o dispositivo que foram assistidas somente
em 17% dos casos. Esse sistema é considerado muito importante pois um parto com
complicações por causar trauma no vaca e no bezerro. A vaca pode ter reduzida a
produção de leite ou uma infecção uterina, resultando em custos adicionais com
veterinários e a fertilidade diminuída, o que pode levar a um abate prematuro.
Na fase de expulsão durante o parto, o sistema envia uma mensagem SMS
Short Message Service para o telefone do responsável pela fazenda. No SMS foram
indicadas as coordenadas GPS onde foi o parto da vaca. Foram realizados três
testes: a) teste de laboratório para avaliar a vida útil da bateria e a precisão do GPS;
b) teste de campo em uma fazenda comercial com um pequeno pasto; c) teste de
campo em uma fazenda de gado comercial. Os testes de laboratório mostraram a
vida útil da bateria de um mês. A precisão do GPS é 1,237 m. No teste b) foram
testados 18 partos, no c) foram testados 8. No total de 26 partos o GPS-CAL enviou
o SMS com a posição correta do parto da vaca em todos os casos.
Em relação aos colares GPS, dois modelos diferentes foram desenvolvidos: o
GSP-ACT (Anti Cattle rusTling - anti roubo de gado), colar GPS/GSM desenvolvido
com baixo custo e usando hardware comercial e utilizando um software
35
implementando de forma especifica para limitar o roubo de gado; e o OVItrace
(rastreabilidade de bovinos), com o objetivo de estudar e avaliar um novo sistema
para o monitoramento epidemiológico em um rebanho. A vida da bateria foi o fator
mais limitante do sistema, devido ao alto consumo de energia do receptor GPS e
alta frequência da amostragem GPS (intervalos de 30 segundos) exigido pelo
monitoramento antifurto. Nos experimentos, foi colocado um colar em um jumento, e
este colocado no meio do rebanho. Foram verificados no sistema a estabilidade e a
funcionalidade, gravando-se 1563 dados de localização, com a definição exata da
localização e identificação do rebanho. Pedidos de posicionamento foram enviados
via software (web-app) ou via smartphone. Em ambos os casos o colar enviou
prontamente a posição, assegurando um teste rápido para a análise epidemiológica
no campo.
O trabalho [23] objetiva avaliar a acurácia de tecnologias de oximetria de
pulsos em grupos de bovinos saudáveis e grupos que apresentam doenças
respiratórias. Nos experimentos realizados, 46 animais sadios (6 fêmeas e 40
machos) foram analisados variando de 70 até 485 kg. Também foram analisados
149 animais que foram diagnosticados (em exames clínicos) com níveis moderados
até severos de broncopneumonia.
Os sensores utilizados para obter os dados (em ambos os grupos de animais)
foram anexados na cauda do animal (quarta ou quinta vertebra). Os LEDs ficaram
no lado dorsal e o detector de luz no lado ventral da cauda. A presença de pelos e
pigmentação escura influenciaram na obtenção dos dados, de forma que a cauda
sempre era depilada e as pontas de teste do aparelho anexadas em regiões não
pigmentadas. Também foi usado um oxímetro portátil com ponta de teste anexada
no septo nasal do animal. Foram observadas 10 medidas consecutivas de SpO2
(saturação de oxigênio no sangue) para que uma boa qualidade do sinal fosse
obtida. A frequência cardíaca retornada pelo oxímetro foi comparada com a
frequência obtida por auscultação. Nas 06 fêmeas do grupo de animais sadios, foi
também anexado uma ponta de teste do oxímetro nos lábios da vulva, tendo obtido
uma ótima qualidade de sinal nesse teste.
36
Nos animais que apresentavam doenças respiratórias, observou-se que o
oxímetro subestimou saturações de oxigênio quando encontrou altos valores e
superestimou quando encontrou valores baixos. A precisão do aparelho reduziu a
medida que os valores de saturação de oxigênio também reduziram. Embora com a
necessidade de cuidados especiais sobre as regiões onde as pontas de testes são
anexadas, o estudo mostra que o oxímetro de pulsos pode ser um método de baixo
custo, não-invasivo, imediato e com acurácia para avaliação de saturação de
oxigênio em bovinos.
2.4 Discussões e Analise das Soluções Existentes
. Apenas recentemente pesquisas e empresas começaram a aplicar rede
sensores sem fio (montados em colar) para controlar e monitorar atividade e o seu
estado de saúde.
Um exemplo disso é dispositivo desenvolvido “ZebraNet” [13] que utiliza uma
rede de sensores sem fio dinâmica que monitora a posição relacionando a interação
de cada individuo com o resto das outras zebras monitoradas. O dispositivo utiliza
um sistema de colheita de energia solar e se mostra um sistema robusto que pode
ser aplicado em tempo real no habitat natural.
Vários trabalhos vêm apresentando e demostrando a viabilidade de rede de
sensores sem fio para monitorar variáveis fisiológicas como temperatura retal,
frequência cardíaca, pH vaginal, frequência respiratória, temperatura da pele, tempo
de ruminação para pequenos ruminantes, suínos e em bovinos. A aplicação de rede
sensores sem fio poderia além de monitorar estados e requisitos sanitários e de
saúde, contribuir para o aumento da qualidade do sistema produtivo de bovinos
monitorando as variáveis e características fisiológicas do estresse em bovinos de
corte.
Contudo, são poucos os casos que integram a monitorização de mais de um
parâmetro fisiológico bovinos em um sistema robusto e factível de ser aplicado em
campo.
37
Ao analisar o conjunto de trabalhos com enfoque em comportamento animal
por meio de tecnologias que monitoram variáveis fisiológicas, nota-se que existe
uma preocupação comum na busca por métodos não-invasivos, uma vez que tais
métodos propiciam resultados que exprimem a situação real do animal.
Os trabalhos [20], [23] e [19] utilizam de sensores para mensurar a saturação
de oxigênio no sangue em bovinos e frequência respiratória usando as tecnologias
de espectroscopia de infravermelho próximo, oximetria de pulso e transdutores de
força que mensuram a frequência respiratória dos animais.
Em [47] se descreve uma tecnologia baseadas em sensores para a obtenção
da frequência cardíaca e da temperatura, adquirindo o ritmo cardíaco por meio de
um fonocardiografo inserido dentro de uma pílula de bolus. O trabalho [8] apenas
captura a frequência cardíaca em equinos, utilizando para isso o Polar Sport Tester
e o Polar e o Polar Equine RS800CX G3.
O projeto apresentado no artigo [13] é definido pelos autores como uma infra-
estrutura de telemedicina veterinária baseada em sensores. Até a publicação do
trabalho, o módulo do sensor possuía um oximetro de pulso, sensores para
mensurar a temperatura corporal e a frequência cardíaca, além do GPS. Sensores
para mensuração da temperatura ambiente e umidade estavam sendo
implementados. O trabalho em [47] apresenta tecnologias baseadas em sensores
para detectar temperatura corporal, frequência respiratória, monitoramento da
segurança do gado e identificação eletrônica.
Em [21] se demonstra um sistema de radio telemetria que permite a
transmissão e a gravação simultânea de 24 sinais fisiológicos relacionados com a
respiração em animais não sedados, especificamente cordeiros. A proposta
apresentada em [15] consiste em um sistema baseado em redes de sensores sem
fio (RSSF) que captura sinais de temperatura ambiente, umidade relativa do ar,
frequência cardíaca e localização geográfica de animais. O trabalho aplica o circuito
projetado e desenvolvido em pequenos ruminantes.
38
Interessante observar que embora os objetivos sejam próximos, cada trabalho
propõe uma nova estratégia tecnológica e utiliza, na maioria dos casos, tecnologia
proprietárias fornecidas por fabricantes dessas tecnologias.
Mesmo diante dos reconhecidos ganhos atrativos que as tecnologias da
informação (hardware-software) e comunicação podem gerar para a área de
pecuária de precisão [21], as propostas existentes na literatura da área com enfoque
em tecnologias para analise do comportamento animal em bovinos, são, na grande
maioria, especifica e sempre baseada em tecnologias proprietárias. Não há muito
enfoque apresentado em ferramentas de software e, em particular, na adoção de
tecnologias livres e abertas.
Poucos trabalhos apresentam utilizações dos dados coletados além do
objetivo direto da identificação do comportamento animal, e nenhum trabalho
apresentado aborda a questão da luminosidade do ambiente, que é um dos
objetivos desse projeto [18].
A Tabela 1 resume as principais características dos trabalhos relacionados.
Trab
alhos
Freq
. Cardíaca
Freq.
Respiratória
Tempe
ratura
Ambiente
Lumino
sidade
O
utras
[20] X
[13] X X X
[47] X X
[18] X X
[21] X
[43] X X X
[22] X
[23] X
[19] X
Quadro 2.1: Principais características dos trabalhos relacionados
39
CAPÍTULO 3
TÉCNICA PARA OBTENÇÃO DA FREQUÊNCIA CARDÍACA
Conforme apresentado no Capítulo 1, este trabalho é parte de um projeto de
desenvolvimento científico e tecnológico cujo objetivo é o desenvolvimento de um
sistema de hardware e software para aquisição de variáveis fisiológicas em bovinos
de corte. Nesse cenário, as variáveis de frequência cardíaca e respiratória são de
interesse especial em virtude da sua importância para determinação do bem-estar
animal e da ausência de dispositivos/equipamentos comerciais para aquisição com
acurácia e que sejam facilmente adaptáveis. Este trabalho de conclusão de curso
tem como foco o desenvolvimento do módulo de obtenção de frequência cardíaca. A
obtenção da frequência cardíaca é feita utilizando a técnica de fotopletismografia
(Photopletismography - PPG) por meio de um sensor oxímetro.
Este capítulo aborda os conceitos envolvidos com a técnica de
fotopletismografia para aquisição de sinais de frequência cardíaca. Além dos
principais fundamentos e conceitos, o capítulo também apresenta aplicações dessa
técnica para obtenção desses sinais em pacientes humanos.
3.1 Técnica de Fotoplestismografia (PPG)
PPG É uma técnica óptica que explora o comprimento de onda dependente
da variação do coeficiente de absorção de luz para diferentes tecidos [11]. Essa
técnica é empregado por meio de um sensor oxímetro, que usa fontes de luz
(diodos) em dois comprimentos de onda: vermelho (660 nm) e infravermelho próximo
(940 nm). A técnica permite extrair valores de alguns parâmetros fisiológicos, como a
variabilidade do tempo entre batimentos cardíacos, a saturação de oxigênio do
sangue (SpO2) e, após processamento desses parâmetros, a frequência cardíaca e
respiratória.
Um aumento no volume de sangue dentro de um tecido resulta em um
aumento do caminho óptico, causando assim uma diminuição da intensidade de luz
40
transmitida. A maioria dos fabricantes que medem esses sinais invertem a forma de
onda resultante de tal modo que uma redução da transmissão de luz é ilustrado
como um desvio positivo. Além disso, o pós-processamento da amplitude da forma
de onda, resulta em uma saída qualitativa, de modo que a forma de onda é
especifica e comparações não podem ser feitas em indivíduos diferentes.
A forma de onda PPG representa a distensão venosa pulsátil a partir da
artéria venosa cutânea anastomose 1 [24]. Em um primeiro momento, o componente
pulsátil da forma de onda é semelhante na morfologia para a obtenção da forma de
onda a partir da monitorização da pressão sanguínea arterial, revelando uma
similaridade inerente entre a pressão arterial e a perfusão do tecido (Figura 3.1). Em
geral, um aumento no diâmetro dos vasos dentro da região monitorada resulta em
uma redução na luz transmitida e um desvio positivo correspondente da forma de
onda (invertida) PPG. Assim, os vasos dilatados ou facilmente distensíveis, como
veias, dão origens (relativamente) a maiores amplitudes PPG do que os vasos de
menor diâmetro. É importante observar que, embora o aumento da amplitude do
sinal PPG possa representar um aumento da perfusão do tecido, isso não é
necessariamente um sinônimo de uma pressão arterial elevada, mas pode aumentar
concorrentemente a pressão sanguínea sistólica. [25].
A técnica PPG é baseada na lei de Beer-Lambert, que indica que a
intensidade da luz diminui exponencialmente quando viaja em um meio absorvente e
a absorção é dependente do comprimento de onda [26]. A hemoglobina oxigenada
absorve preferencialmente a luz infravermelha e transmite luz vermelha, já a
hemoglobina desoxigenada comporta-se de forma oposta. Além da composição do
sangue, a absorção e transmissão da luz depende do caminho óptico percorrido, a
densidade óptica do tecido e do volume de sague presente no tecido [27].
Existem dois modos de obter o sinal PPG a partir de um sensor oxímetro: por
transmissão e por refletância. O modo de transmissão PPG usa uma fonte de luz
situada ao lado de um receptor fotodetector (Figura 3.1 (a)). Já o modo de
refletância PPG utiliza um fotodetector adjacente à fonte de luz emissora (Figura 3.1
(b)) [11].
41
No modo de transmissão fotopletismográfico, o fotodetector detecta a última
luz transmitida por meio dos tecidos. A exigência dos sensores serem opostos limita
os potenciais lugares para as extremidades distais, como a ponta do dedo, dedo do
pé ou lóbulo da orelha. O modo de refletância utiliza um fotodetector adjacente à
fonte de luz emissora, não sendo assim tão restrita aos locais aos quais pode ser
empregado. Apesar dessas diferenças, as formas de onda PPG são similares,
porque em cada caso a luz chega ao detector após dispersar-se por múltiplas
células vermelhas do sangue [13].
Figura 3.1 Métodos de obtenção do sinal PPG. Fonte: [13].
O modo de refletância PPG possui vantagens teóricas sobre o modo de
transmissão PPG para a estimativa da frequência respiratória por potencialmente
evitar a compressão venosa externa. A escolha da posição anatômica também é
importante. Em [28] foi investigado em qual posição era mais adequado adquirir os
sinais respiratórios a partir da forma de onda PPG. Os resultados indicam que as
variações da forma de onda PPG adquiridos a partir da orelha foram dezoito vezes
maior em magnitude do que a partir do dedo de um paciente, estando esse
respirando espontaneamente. Nos experimentos realizados em [11], os autores
apontam que nenhum local é superior para a aquisição precisa de estimativas de
todos os sinais vitais desejados, pois o melhor local para detectar a frequência
cardíaca (o dedo) tendeu a ser o pior local para detectar a frequência respiratória.
Contudo, a reflectância PPG a partir do antebraço resultou em uma estimativa
significativamente mais precisa da frequência respiratória do que os outros locais
42
incluídos no estudo. Quanto maior a proximidade com o peito, mais provável é obter
um sinal que demonstra a variação da intensidade respiratória.
A escolha pela técnica PPG para obtenção das frequências cardíaca e
respiratória, ao invés de outras técnicas como eletrocardiograma (ECG), deve-se à
extração mais segura dos dados respiratórios, pois a forma de onda PPG
proporciona melhores estimativas do que as estimativas derivadas do ECG por meio
de analises de arritmia sinusal respiratória (RSA - respiratory sinus arrhythmia). As
variações da forma de onda PPG são, em sua maior parte, influenciadas pelo
mecanismo de respiração e não dependem exclusivamente de um sistema nervoso
autônomo intacto. Essa dissociação de uma estimativa RSA dependente da
frequência respiratória é importante porque RSA diminui em idosos, pacientes em
estado crítico, e aqueles com doenças que causam neuropatia autônoma [11]. No
contexto deste trabalho, entende-se que tal limitação também pode ocorrer em
bovinos. Por fim, outra motivação para adoção de PPG ao invés de ECG deve-se à
simplicidade de aplicação do PPG, pois utiliza apenas um único sensor de contato,
ao contrário de ECG que necessita de vários sensores de contato.
3.2 Aquisição da Frequência Cardíaca a partir do Sinal PPG
Segundo [29], o sinal do pulso cardíaco oriundo do coração é uma flutuação
análoga na tensão, e possui uma forma de onda previsível como ilustrado na Figura
3.2.
O objetivo do algoritmo para extração da frequência cardíaca, juntamente com
o hardware apropriado, é encontrar os momentos sucessivos de batimentos
cardíacos instantâneos e mensurar o tempo entre esses batimentos (Inter Beat
Interval - IBI). Segundo [30], quando o coração bombeia o sangue por meio do corpo
há formação de uma onda de pulso que viaja ao longo de todas as artérias até as
extremidades do tecido capilar, onde o sensor deve ser anexado. O sangue viaja
pelo corpo de maneira muito mais lenta que essas ondas de pulso. Observando-se a
Figura 3.2, nota-se que a medida que a onda progride a partir do ponto “T”, tem-se
43
um pico no sinal e, em seguida, o sinal volta para o ponto de base. Chamado de
dicroic notch. É o decréscimo da pressão arterial, que coincide com o momento em
que a válvula aórtica fecha.
Um ponto “T" na forma de onda pode ser mais acentuado do que outros, mas
no geral o sinal se estabiliza ao ruído de fundo antes das próximas rajadas de ondas
de pulso. Estando a onda se repetindo e de forma previsível, é possível escolher
uma característica reconhecível em um ponto de referência, como o pico, a
amplitude, o período, e mensurar a frequência cardíaca, fazendo cálculos em
relação ao tempo entre cada pico (IBI). Com IBI acumulado ao longo de um intervalo
de tempo (por exemplo, 1 minuto), o algoritmo divide esse valor acumulado pelo
intervalo de referência para obter a quantidade de batimentos do coração por minuto
(BPM).
Figura 3.2 Forma de onda PGG e a representação do dicroic notch. Fonte: [30].
Para alguns pesquisadores [30], o momento instantâneo do batimento
cardíaco é quando o sinal chega a 25% de amplitude, para outros essa taxa deve
estar em 50%, e há alguns estudiosos que defendem que esse momento está
relacionado com a inclinação mais acentuada durante a ascensão positiva da onda
(para cima). De acordo com [29], que tomou como base 50% da amplitude da onda
de pulso para cálculo do batimento cardíaco, a implementação dos algoritmos de
frequência cardíaca e respiratória, neste trabalho de mestrado, será baseado nessa
mesma definição.
44
CAPÍTULO 4
PROJETO DO PROTÓTIPO
4.1 Projeto do Hardware
4.1.1 Descrição do Sensor Oxímetro Utilizado
Os sensores (sondas) de oxímetria vêm sendo concebidos para mensurar o
sinal PPG a partir de praticamente qualquer local do corpo. O local mais comumente
usado em adultos é a ponta do dedo, pelo fato de ser um local de elevada taxa de
perfusão e de fácil acesso. Lóbulos das orelhas, pés e testas são outros locais que
podem servir como uma alternativa [31,32].
Na maioria dos oxímetros comerciais como foi mencionado anteriormente o
fotodiodo é colocado sobre o lado oposto ao tecido que está localizado o diodo
emissor de luz sendo, portanto a luz transmitida através do tecido para o fotodiodo.
Assim, o sensor é denominado um sensor de transmitância e oxímetro está
operando no modo de transmitância. Contudo, os sensores onde o LED e o
fotodíodo estão no mesmo lado do tecido estão ganhando popularidade na última
década, principalmente devido ao seu potencial para mensurar o sinal PPG em
vários locais do corpo. Neste caso, os sensores que operam em modo de refletância
e são conhecidos como oxímetros de refletância. A Figura 4.1 ilustra as duas
diferentes configurações.
Figura 4.1: Diferentes tipos de sensores oxímetros. Fonte: [31]
45
Há uma grande quantidade de literatura, tanto em trabalhos acadêmicos e
patentes, concentrando-se na concepção de oxímetro, geralmente com o objetivo de
aumentar a precisão ou minimizando a luz ambiente ou mesmo interferências de
movimento. Pesquisas vêm sendo desenvolvidas apostando em técnicas de
sensores de refletância, sensores de múltiplos comprimentos de onda, sensores
com melhor desempenho à interferências de movimento ou de baixas saturação e
por último sensores que empregam outras fontes de LEDs.
O sensor óptico utilizado para validar o módulo projeto foi o Nellcor DS100A.
O sensor óptico Nellcor DS100A é um sensor comercial transmissivo do tipo clip
anatômico. O sensor possui um encapsulamento que isola o canal óptico de
interferências luminosas externa, de onde se insere o dedo indicado. O sensor
Nellcor DS100A possui dois leds conectados invertidos e um fotodiodo, conforme o
esquema apresentado na Figura 4.2.
Figura 4.2 Esquema elétrico de ligação do sensor Nellcor DS100A. Fonte: [34].
46
4.1.2 O sinal de saída do sensor oxímetro
A fotocorrente detectada pelo fotodiodo em um oxímetro é composta de uma
grande componente DC e uma pequena componente AC. Sendo a componente AC
cerca de 0,5-5% do componente DC. Como a componente AC é gerada pelas
pulsações cardíacas, as frequências de interesse no sinal detectado estendem-se
até um máximo de 5 Hz. Podemos modelar essa componente AC considerando uma
única frequência [38, 36] :
( ) ( ) (Equação 4.1)
Onde é o corrente de pico fornecida ao LED. O parâmetro c descreve a relação
entre a componente AC/DC ou chamado contraste do sinal. O parâmetro α é um
fator que representa a atenuação da luz média pelo o tecido corporal. Considerando
que é a componente DC do sinal detectado podemos relaciona-la fazendo [38,
36]:
(Equação 4.2)
A corrente fornecida para os LEDs é modulada como uma onda quadrada com
frequência e o ciclo de trabalho D. Usando a Serie de Fourirer expandindo a
corrente no LEDs [38].
( ) . ( )
/ , ∑
( )
(
)- (Equação 4.3)
Usando a propriedade de modulação, a fotocorrente detectada pelo fotodiodo no
oxímetro pode, então, ser escrita como [38]. :
47
Figura 4.3: Representação no domínio da frequência da fotocorrente detectada em
um oxímetro. Apenas as frequências positivas da transformada de Fourier do
sinal em 4.4 são traçados. O sinal é simétrico em torno do eixo vertical eixo. O
componente AC do sinal PPG é retratado com uma largura de banda finita, em vez
de como um impulso. O enredo é para não escalar e relativas dimensões foram
exageradas para uma melhor representação. Fonte: [38].
( ) * ( ) ∑ ( ) ( )
∑ ( ), ( ( ) ))
( ( ) )-+ ( )
A representação no domínio da frequência da fotocorrente detectada é
mostrada na Figura 4.1. A equação 4.4 mostra muitos dos desafios que precisam ser
abordados no projeto de uma plataforma de aquisição desse sinal. Pode-se observar
que a modulação da corrente LED com o trem de pulso leva a uma redistribuição da
potência em todas as componentes do sinal. A potência da banda de base é
atenuada pelo o ciclo de trabalho, tanto para a componente de DC e AC
componente ( ). A perda de potência é redistribuída para os harmônicos para o
48
componente DC, enquanto que a do componente AC, para os produtos de
intermodulação em frequências [38].
Essa é uma importante propriedade dos sinais PPG detectados nos
oxímetros. Se parte da potência do sinal é desperdiçada, uma ampla-banda é
necessária, com uma largura de banda que permita que a energia presente nos
maiores harmônicos seja reconhecido pelo módulo de aquisição [81,97].
Alternativamente, um fotodiodo com um pequeno tempo e uma boa sensibilidade é
necessário para permitir estabilização do sinal medido antes da medida seja
realizada. Uma abordagem diferente é utilizar um fotodiodo de banda estreita, para
detectar os componentes CA e DC em torno de certo harmônico da frequência de
modulação (incluindo DC). O custo para esta abordagem é que a energia do sinal
medido é reduzido (por exemplo, se D o sinal de banda é detectada).
Este problema torna-se ainda mais perceptível em oxímetros projetados para
operar com baixo consumo, onde baixos ciclos de trabalho (duty cycle) são usados
para reduzir o consumo de LED.
Um trem de pulsos com uma muito baixa D se assemelha a um trem de
impulsos, resultando em uma redistribuição da potência do sinal através de um
grande número de harmônicos (e largura de banda) e, consequentemente, um
pequeno poder concentrado em torno de cada harmónica do sinal de modulação
[38].
Também pode ser notado na Equação 4.4 que os componentes DC e as
componentes harmônicos de são 1/c vezes maior do que os correspondentes
componentes da parte pulsátil do sinal detectado. Isso representa um problema
devido a duas razões: um grande componente DC e de comutação pode saturar
partes do circuito de aquisição, se não forem filtrados; e o componente AC
geralmente precisa ser filtrado e amplificado separadamente para ser mensurado
com uma boa resolução [38, 31].
Voltaremos a estes pontos, mais tarde investigando a sua importância no
projeto de módulos de aquisição de sinal em oxímetros. No entanto, primeiramente
49
vamos tentar responder a pergunta que não está totalmente clara: qual é a
resolução exigida para a medida da fotocorrente seja detectada. Ou, de forma
equivalente, o qual é a relação necessária sinal-ruído (SNR) em um modula de
aquisição de sinal.
Com a exceção de [39] esta questão não foi abordada em detalhes em
trabalhos publicados. Na próxima seção, vamos construir no análise de [39] para
determinar o valor SNR necessária [38].
4.1.3 Projeto do Circuito de Aquisição e Processamento do Sinal PPG
O circuito de aquisição e processamento do sinal PPG projetado é composto
basicamente de 4 módulos principais: Amplificador de Transimpedancia, Circuito de
Amplificação de sinal, Microprocessador e o Circuito de Chaveamento dos LEDs
como é mostrado na Figura 4.4.
O primeiro módulo, o Amplificador de Transimpendância é responsável pela
tensão de fotocorrente em tensão. Dentre as possíveis outras para essa tarefa, a
utilização de um amplificador na configuração de transimpedância tem sido uma
alternativa amplamente adotada por ser uma alternativa viável de baixo consumo,
por reduzir as oscilações de tensão garantindo assim uma boa linearidade entre
potência óptica detectada e fotocorrente, possibilidade de bandas passantes
elevadas.
Na seção 4.1.4 é descrito como foi projetado o módulo do Amplificador de
Transimpendância e as suposições feitas sobre as características do Fotodiodo e do
Leds utilizados no sensor da Nellcor DS100A. Na seção também é apresentada a
resposta em frequência do amplificador projetado.
Em seguida ao módulo do Amplificador de Transimpendância o sinal é
amplificado passando por um amplificador não inversor de ganho 10. Antes de ser
amplificado o sinal é passado por um capacitor de acoplamento que está na entrada
do circuito. Detalhes do circuito de amplificação de sinal são explicados na seção
4.1.5.
50
O microprocessador escolhido no protótipo foi o ATMEGA 328P. O
microprocessador é responsável por converter o sinal analógico em digital é interno
ao seu chip que possui uma resolução de 10 bits.
O microprocessador também é responsável pelo processamento do sinal calculando
a frequência cardíaca, pelo controle do circuito de chaveamento, e a temporização
de todos os módulos com o uso de interrupções. A seção 4.2 descreve os detalhes
de todo o software e algoritmos projetados.
Figura 4.4: Modulo do Circuito de Aquisição e Processamento de Sinal.
O circuito de chaveamento dos LEDs vermelho e infravermelho é descrito na
seção 4.1.6. Como mencionado na seção anterior a corrente dos LEDs, ciclo de
trabalho e a frequência são parâmetros que influenciam no sinal PPG.
4.1.4 Amplificador de Transimpedância
Para se projetar o módulo do amplificador de transimpedância é necessário
primeiramente modelar corretamente o fotodiodo. O modelo elétrico equivalente de
51
um fotodiodo pode ser mostrado na Figura 4.5 onde a fonte de corrente representa
a corrente fotogerada, a corrente reversa (corrente de escuro), e a corrente de
ruído gerado pela soma da corrente reversa com fotocorrente [40]. é a
capacitância de junção do fotodiodo, a residência paralela (shunt), a
resistência série do fotodiodo, e , , e , são componentes parasitários
advindos dos contatos do die e do encapsulamento do fotodiodo.
Figura 4.5: Modelo elétrico de um fotodiodo.
Para a faixa de frequência de interesse deste trabalho, os parâmetros , ,
, e podem ser descartados. Como descrito em [40] a impedância do
fotodiodo é predominante capacitiva abaixo de 1 Ghz, caracterizada pela queda de
20dB/década de magnitude e fase de -90º. Dessa forma o fotodiodo é bem
representado pela capacitância de junção . A Capacitância é importante porque
contribui para realizar uma compensação de fase, garantindo a estabilidade do
circuito.
Figura 4.6: Esquema do circuito elétrico do amplificador de transimpedância
52
A tensão de saída do circuito da Figura 4.6 é dada por [40]:
( ) ( )
( ) ( )
(Equação 4.5)
Onde: ( )= fotocorrente
= ganho de malha aberta do amplificador operacional β= fator de realimentação do circuito
O fator β representa a função de transferência de saída para a entrada
negativa do amplificador operacional. A expressão pode ser simplificada adotando
as simplificações proposta em [40]. Considerando impedância de entrada do
amplificador operacional é representada pela soma de duas capacitâncias, , e
, em paralelo. As capacitâncias e são, respectivamente, a capacitância
diferencial e a capacitância de modo comum existentes na entrada do amplificador
operacional. A soma de e normalmente é referida como capacitância de
entrada .Assim o β pode ser reformulado como de acordo [40]:
( ) (Equação 4.6)
Não são conhecidas as características físicas do fotodiodo utilizado no
oxímetro Nellcor DS100A, porém é considerando para a análise matemática e a
simulação as seguintes características apresentada na Quadro 4.1.
Sensibilidade 0.55 A/W
Área Ativa 10.40
Capacitância de Junção ( ) 0.4nF
Corrente Escura 1.7uA
Sensibilidade Espectral 400 nm- 1100 nm
Quadro 4.1: Supostas características físicas do fotodiodo no sensor DS100A. Fonte:
[43].
53
E considerando que o projeto foi feito utilizando o amplificador operacional de
fonte única MCP602 da fabricante Microchip. De acordo com o seu datasheet temos
que suas características importantes para o dimensionamento estão na Quadro 4.2
.
Ganho de Largura de Banda ( ) 2,8 MHz
Capacitância de entrada ( ) 100nF
Tensão de Alimentação Mínima 2.7V
Tensão de Alimentação Máxima 6V
Slew Rate 2.3
Quadro 4.2: Características físicas do Amplificador operacional MCP602. Fonte:
[42].
Considerando que escolhemos o valor de = 82 kΩ e = 100 nF. Podemos
calcular a largura de banda com o uso das equações 4.7 e 4.8 descritas [32].
(Equação 4.7)
Onde:
√
( ) (Equação 4.8)
Com os dados descritos nas Quadros 4.1 e 4.2. Podemos calcular que:
7,35 kHz
Dessa forma:
Apesar da frequência de interesse no sinal ser apenas poucos Hz a largura de
banda do amplificador de transimpedancia projetado está de acordo para receber
sinais biológicos de acordo com [32, 33]. O inconveniente que uma alta faixa de
banda muito grande pode trazer é que pode ser afetada por ruídos. Porém não foi o
54
caso para esse trabalho como é mostrada no simulação garantindo a estabilidade do
sinal.
Podemos verificar o efeito da capacitância de quando visualizamos o
diagrama de Bode. O diagrama de Bode do amplificador de transimpedância sem o
capacitor de compensação ( ) é mostrado na Figura. 4.7. O eixo vertical representa
o ganho logarítmico e o eixo horizontal a frequência. A curva plana, com o pico,
representa o ganho de transimpedância do circuito em malha fechada . O pico
da curva de . é típico de amplificadores transimpedância que não estão
compensados. A curva marcada como . é a resposta de malha aberta do
amplificador. A curva do inverso do fator de realimentação 1/β também está inserida.
Para atenuar o efeito do pico do ganho em malha fechada, e por consequência a
instabilidade, projetistas de amplificadores transimpedância comumente adicionam
um pequeno valor de capacitor de compensação. Quando este capacitor feedback é
considerado, o fator de realimentação compensada torna-se a equação (1)
apresentada anteriormente.
Figura 4.7: Diagrama de Bode de um amplificador de transimpedância não
compensado
55
A Figura 4.8 mostra o diagrama de Bode de um amplificador de
transimpedância que tem um condensador de compensação no circuito de
realimentação, como mostrado na Figura 4.6. O fator de realimentação compensado
com o inversor (1 / β) começa reduzir sua inclinação antes da interceptação em .
Isso pode ser explicado pelo zero e o polo introduzido pelo capacitor de
compensação garantindo agora a estabilidade. Existem vários métodos usados
para calcular o valor do capacitor de compensação ( ). Um condensador de
compensação, que tem um valor demasiado grande irá reduzir a largura de banda
do amplificador. Se o condensador é muito pequeno oscilações na resposta do
sistema pode ocorrer [41]. Uma dificuldade com este método de compensação de
fase é o pequeno valor resultante do condensador sendo o método iterativo muitas
vezes necessários para otimizar o valor. Não há nenhuma fórmula para o cálculo do
valor do capacitor que funciona para todos os casos. Um método de compensação,
que utiliza um condensador de valor maior do que não é tão sensível para efeitos
capacitância parasita também podem ser opção [41].
Figura 4.8: Diagrama de Bode de um amplificador de transimpedância compensado.
56
A Figura 4.9 mostra o esquema do circuito utilizado nas simulações. Neste
esquema, o fotodiodo está representado por seu modelo elétrico simplificado
(gerador de corrente e capacitância de junção . A resistência representa a
impedância de entrada do estágio subsequente ( amplificador limitador).
Para a análise da resposta em frequência e estabilidade do amplificador de
transimpedância, foram realizadas simulações de três funções de transferências:
- a resposta em frequência do ganho de malha aberta do amplificador operacional,
Ao
- o fator de realimentação β
- o ganho de transimpedancia do circuito em malha fechada, .
A Figura 4.9 mostra os três esquemas elétricos utilizados para as simulações
destas curvas.
a) Simulações do ganho de malha fechada ( )
b) Simulações do fator de realimentação (β)
57
c) Simulação do ganho do amplificador operacional ( )
Figura 4.9: Esquemas elétricos utilizados para a simulação das funções de
transferências do ganho de malha fechada, (a), do fator de realimentação, β (b)
e do ganho de malha aberta do amplificador operacional, (c).
As curvas de ganho de malha fechada, , de 1/β e do ganho de malha
aberta do amplificador operacional, Ao, para = 82 kΩ são mostradas na Figura
4.10. Também é mostrada a curva de fase do produto Aoβ. A estabilidade do circuito
é determinada observando-se o comportamento das curvas de magnitude e fase do
ganho de malha aberta Aoβ. Isto é convenientemente feito observando-se o ponto
de cruzamento entre a curva de magnitude de 1/β, e a curva de magnitude de Ao.
No ponto onde as curvas se cruzam, tem-se que |Aoβ|=1. Se a curva de fase de Aoβ
58
tiver passando por 0º (ou 360º) antes do cruzamento de 1/β com Ao, então haverá
instabilidade. Se a fase de Aoβ for igual 0º ( ou 360º) na frequência de cruzamento
das curvas, então o sistema oscilará nesta frequência. Se, porém a curva de fase de
Aoβ passar por 0º ou 360º após cruzamento das curvas de Ao e 1/β, o sistema será
estável [41].
Por ser visto que para =82kΩ o sistema é estável, com margem de fase
igual a 41º. A menor fase na qual |Aoβ|> 1 ocorre em 20 Hz, e corresponde a 25,7º.
Um valor maior para poderia ser calculado visando aumentar ainda mais a
margem de fase, com correspondente diminuição de banda passante.
Figura 4.10: Simulação (PSPICE) do conjunto fotodiodo/pré-amplificador para =
82kΩ.
4.1.5 Circuito de Amplificação de Sinal
Para que a tensão assuma valores adequados para leitura nos ADC e para
futuros filtros implementados digitalmente, faz-se necessário um circuito de
amplificação de sinal com ganho de aproximadamente 11.
59
A topologia utilizada no circuito de amplificação foi um amplificador inversor
como apresentado na Figura 4.11.
Figura 4.11: Circuito de Amplificação de Sinal
Depois do sinal passar pelo amplificador de transimpedancia é passado por
um capacitor de acoplamento que está na entrada não inversor do amplificador. O
capacitor de acoplamento tem a função de bloquear parte do nível DC.
O valor para o capacitor de acoplamento foi escolhido experimentalmente de
15 nF. Em seguida o sinal é amplificado por um ganho calculado fazendo, onde
e .
(Equação 4.9)
O capacitor C2 tem a função de compensação de fase garantindo a
estabilidade do circuito como explicado anteriormente. Então finalmente depois de
todos esses passos o circuito analógico é digitalizado pelo ADC do microcontrolador
ATMEGA 328P. O amplificador utilizado no circuito de amplificação de sinal também
é o MCP602 que possui as característica dada na Quadro 4.2.
4.1.6 Circuitos de Chaveamento dos Leds
O circuito de chaveamento dos leds necessita ser capaz de fixar a potência
emitida pelo o LEDs para que não seja tão pequena a ponto de não ser captada pelo
fotodiodo, ou grande o suficiente para saturar os amplificadores operacionais. Como
60
a emissão luminosa de um LED é diretamente proporcional a corrente que é
consumida pelo mesmo, podemos fazer isso com uso de ponte H. Além disso, a
ponte H completa nosso outro requisito de ser capaz de operar os LEDs vermelhos e
infravermelho alternadamente de acordo com os sinais dos pinos digitais 2 e 4 do
microcontrolador [32,35,36].
Dessa forma, para controlar os leds ligados em paralelo do oxímetro Nellcor
DS100A utilizamos o circuito em ponte H montado como mostra na Figura 4.12. A
ponte H utiliza dois transistores PNP (BC557) e NPN (BC547).
Figura 4.12: Ponte H responsável pelo chaveamento dos LEDs.
O LED vermelho acende o quando transistor, Q3, recebe um sinal em nível
lógico alto pelo microcontrolador. A corrente através do LED é controlada por Q2. A
corrente através de Q2 e a intensidade do LED são controladas pela tensão de base
de Q3. Da mesma forma, os transistores Q4 e Q1 são usados para mudar e
controlar a intensidade do LED infravermelho.
Considerando que a tensão entre a base e o emissor do transistor é
constante, , e que o transistor opera no modo ativo, com corrente de base
próxima a zero, a corrente que passa pelo LED pode ser calculada pela equação
com a seguinte intensidade:
61
(Equação 4.10)
Os dois Leds são alimentados com 45,74 mA.
4.1.7 Implementação em Kicad do Hardware Projetado
A Figura 4.13 e 4.14 apresentam, respectivamente, o esquemático eletrônico
do shield para arduíno circuito atualmente implementado para aquisição para
aquisição e condicionamento do sinal PPG a partir do oxímetro e representação 3D
da placa de circuito impresso.
Os esquemáticos foram feitos utilizando o software livre Kicad. O Kicad é um
plataforma EDA para criação de esquemas profissionais e placas de circuito
impresso.
Figura 4.13: Diagrama do esquemático eletrônico do shield para arduíno circuito
para aquisição e condicionamento do sinal PPG
62
Basicamente o shield para arduíno possui um conector DB9 para conexão do
sensor oxímetro com o circuito, um amplificador operacional MP602 e um circuito de
filtragem do sinal PPG. A saída do circuito é o sinal analógico PPG com ganho de 11
vezes.
Figura 4.14. Visão 3D da placa de circuito impresso com os componentes utilizados
no circuito eletrônico.
Inicialmente o mesmo circuito foi montado utilizando uma placa de fenolite já
furada onde os testes de validação e de campo foram feitas. O layout e os
esquemáticos no Kicad foram feitos com objetivo de passar pelo fluxo de
prototipação da Protomat E33 e o software CircuitPro. Essa etapa do projeto ainda
está em fase de execução. A Figura 4.15 mostra as trilhas do shield projetado em
conjunto com o plano de terra.
Figura 4.15: Trilhas e plano de terra para o shield projetado.
63
4.2 Projeto do Software
4.2.1 Algoritmos para Obtenção da Frequência Cardíaca
O Algoritmo 1 descreve os passos para obtenção da quantidade de
batimentos cardíacos por minuto (BPM). O algoritmo segue os conceitos e
fundamentos apresentados no Capítulo 3.
No Algoritmo 1, a variável N recebe um contador que mantém o tempo
decorrido (em ms), subtraindo o tempo da última batida cardíaca (tempo do pico
atual - tempo do pico anterior) pelo penúltima, isso para que se tenha a certeza que
um período de tempo tenha se passado para uma nova busca de um batimento
cardíaco. As variáveis P e T representam a retenção do pico e o valor mínimo,
respectivamente. A variável limiar é inicializada com 512, pois considera-se os
momentos que o algoritmo atravessa 50% da amplitude da onda (1024). O valor é
de 512 é baseado em um ADC com resolução de 10 bits. Dessa forma, o intervalo
de valores possíveis está entre 0 e 1023. Há um período de tempo de 3/5 (60%) do
IBI (intervalo entre batimentos cardíacos) que deve passar antes de T ser atualizado,
como uma forma de evitar o ruído e leituras falsas do dicroic notch. Na linha 6 é
chamada a função Verificar_Pulso, passando a variável N, para verificar se já existe
um pulso. A função chamada na linha 7 (Inicializa IBI) inicializa o vetor taxa[] com os
últimos 10 IBIs. A partir da linha 8 dá-se o processo do cálculo do BPM.
64
Figura 4.16: Algoritmo de calculo da frequência cardíaca.
Primeiro é somado todos os IBIs na variável contagem total e o conteúdo de
cada posição do vetor taxa[] é deslocado uma posição para a esquerda, para que o
IBI mais recente entre na posição 9 do vetor taxa[]. Na linha 14 é obtido os
batimentos cardíacos pela divisão de 60:000 (1 minuto=60.000 milissegundos) pela
média dos últimos 10 IBIs. Na linha 15 é setada uma flag QS (abreviação para
Quantified Self), para que o restante do programa saiba que o batimento cardíaco foi
encontrado. Na linha 16 é chamada uma função para limpar as variáveis para não
ocorrer o problema de determinar um batimento, pois quando o sinal cruza o limiar
descendo, é necessário limpar as variáveis e atualizar a variável limiar com a nova
marca de 50% que será encontrada novamente durante a subida do sinal do sensor.
As variáveis P e T são reinicializadas para o novo limiar.
65
O Algoritmo 1 foi implementado em uma plataforma de software para
execução sobre um microcontrolador ATMEL ATmega328. Associado a esse
algoritmo está implementado, em software, um algoritmos para filtragem do sinal
digital baseado no filtro passa-banda Butterworth [12]. Após a aquisição do sinal
fotopletismografico pelo microcontrolador, esse sinal é digitalizado, enviado para o
filtro Butterworth e depois processado pelo Algoritmo 1.
Ressalva-se que a implementação em software dos filtros digitais é um dos
objetivos futuros que devem ser desenvolvidos. O hardware projetado aqui nesse
trabalho de conclusão de curso é projetado para deixar uma grande faixa de banda
de frequência do sinal.
Isso é devido porque o trabalho tem o principal objetivo além do cálculo da
taxa frequência cardíaca ser uma plataforma para o projeto de mestrado em
desenvolvimento “Projeto e Desenvolvimento de um Sistema Integrado de
Hardware/Software para Aquisição Fisiológicos em Bovinos de Corte” do aluno
Patrik Olã Bressan que tem o objetivo principal inferir a frequência respiratória a
partir do sinal PPG coletado na plataforma desse trabalho.
4.2.2 Algoritmo de controle e chaveamento dos Leds
O sensor Nellcor DS100-A tem seus Leds (vermelho e infravermelho) ligados
de forma inversa e paralela. Para realizar o chaveamento dos LEds foi necessário o
controle pelo microcontrolador. O algoritmo responsável pelo controle e
chaveamento dos Leds é quem envia o sinal para os pinos digitais 2 e 7 ( LedRed e
LedIRed respectivamente) para ligar e desligar os leds com o uso da Ponte H
projetada descrita na seção anterior.
Como foi mencionado na descrição analítica do sinal PPG as variáveis de
frequência de chaveamento dos Leds ( ) e o ciclo de trabalho (D) tem influências
diretas sobre a resposta do oxímetro que foi utilizado a interrupção de timer0 para
ter o controle preciso dessas variáveis.
66
Figura 4.17: Trecho de código que configura a interrupção para o Timer 0.
O timer 0 do microcontrolador ATMEGA 328P contém um registrador de 8
bits, o que significa que pode contar de 00h até FFh. Lembrando que o
microcontrolador ATMega 328P é executado em 16 MHz. Definindo o prescaler para
1024 com os registradores CS02 e CS00 recebendo 1.
Figura 4.18: Tabela para definir o Prescaler do Timer 0.
Podemos encontrar o valor do registrador compare match para que a
interrupção tenha uma frequência de 100 Hz ou 10ms com o uso da formula:
(Equação 4.11)
Lembrando que o valor do registrado compare Match deve ser menor que
256. A interrupção é utilizada para acionar uma contador de estado circular com a
variável state que aciona um maquina de estados com alternando os níveis lógicos
das saída digitais LedRed e LedIRed que ligam e desligam o Leds de acordo com a
forma de onda na Figura 4.20.
67
Figura 4.19: Trecho de código do algoritmo de controle e chaveamento dos Leds
Onde e representa o tempo que o led vermelho é ligado e
desligado respectivamente. Da mesma forma e o tempo que o led
infravermelho é ligado e desligado respectivamente.
O ciclo de trabalho D pode ser calculado fazendo:
(Equação 4.12)
68
Figura 4.20: Forma de onda dos sinais de funcionamento dos Leds
E a frequência de pulso dos leds vermelho e infravermelho é dada por:
(Equação 4.12)
4.2.3 Módulo de Interface Gráfica
Para validar e visualizar as experimentações feitas com o shield foi
implementada um interface gráfica capaz de visualizar a forma de onda PPG e o
batimento cardíaco em tempo real.
O implementação foi feita em utilizando a linguagem de programação
processing. Processing é uma linguagem de programação de código aberto com um
ambiente de desenvolvimento (IDE) integrado, construído para aplicar noções
básicas de computação gráfica. O projeto da linguem foi iniciado em 2001 por
Casey Reas e Bem Fry, ambos ex-membros do Grupo de Computação do MIT
Media Lab.
A Interface gráfica projetada foi baseada interface
Easy_Pulse_PPG_Analyzer_V1.0 desenvolvida por Rajendra Bhatt. A interface
projetada basicamente recebe os dados do sinal PPG coletado pelo hardware
arduino e o shield desenvolvido via serial e plota seus dados na tela do computador.
A interface projetada recebeu um nome de Cattlelogger Visualizer 1.1 seus detalhes
estão mostrados na Figura 4.22.
69
Figura 4.21 Interface Cattlelogger Visualizer 1.1.
A Figura 4.22 mostra a interface em funcionamento comparando com o sinal
amostrado em um osciloscópio coletado na saída de nosso shield.
Figura 4.22: Funcionamento da Interface CattleLogger Interface em
comparação com dados visualizados no osciloscópio.
70
CAPÍTULO 5
EXPERIMENTOS E RESULTADOS
Este capítulo descreve os experimentos e resultados realizados com o uso do
sistema implementado descrito no capítulo anterior. Os testes foram feitos em três
indivíduos diferentes sobre condições de repouso e após atividade física intensa
com objetivo de avaliar o desempenho do sistema. Apesar da indisponibilidade de
um sensor oxímetro calibrado para validar o sistema, utilizou-se como base de
referência de batimento cardíacos, um monitor de pressão da Bak Japan de modelo
BK-AP212. Também foram realizados experimentos iniciais com dois animais não-
sedados visando a adaptabilidade e calibração do sistema desenvolvidos.
5.1 Datalogger
Para a coleta e armazenamentos dos dados dos experimentos, além de um
plataforma em Processing já descrita para visualização dos dados, desenvolveu-se
uma plataforma baseada em shield ethernet com uma interface capaz de armazenar
dados em um cartão de memória micro SD. O cartão utilizado possui capacidade de
armazenamento de 256 MB.
O algoritmo projetado responsável por fazer o armazenamento dos dados
basicamente utiliza a estratégia descrita na Figura 5.1. A forma de PPG após ter
seus pontos de sua curva digitalizada pelo o conversor analógico digital do arduino,
tem seus próximo 120 pontos armazenados em um vetor. Quando é verificado que
esse vetor foi preenchido é habilitado iniciar o processo de escrita desses dados no
micro SD do shield ethernet. Nesse processo de escrita dos dados do micro SD,
todas as interrupções são desativadas assim como o processamento e o controle
dos Leds proporcionando que todos os dados sejam escritos corretamente no micro
SD.
Terminando o processo de escrita dos dados no micro SD, o arquivo é
fechado sendo assim atualizado e o procedimento de coleta e processamento de
71
sinal é novamente iniciado até o próximo período que o vetor de 120 posições é
preenchido novamente. Os dados preenchidos no vetor de 120 posições são
escritos.
Figura 5.1: Fluxograma para o armazenamento de dados no cartão micro SD.
Deve-se notar que, por se tratar de um sistema em tempo real crítico e a
latência de escrita no micro SD ser considerável, vários samples do sinal PPG não
são registrados. Porém, essa perda tem se mostrado aceitável nos testes realizados.
A Figura 5.2 mostra o trecho de código implementado. Os dados são importados
para a extensão .CSV (“ Comma Separated Value”). Os arquivos com extensão
.CSV são usados frequentemente para troca de dados entre diferentes aplicações.
Além disso, o formato de arquivo .CSV é compatível com diversos programas de
planilha eletrônica como Microsoft Excel®. O Datalogger é usado principalmente
para comparar e discutir os efeitos na resposta do sinal PPG pelo sistema
desenvolvido.
72
Figura 5.2: Trecho de código para o armazenamento de dados.
5.2 Descrição dos Testes
Os testes realizados foram feitos em três indivíduos. O Quadro 5.1 resume as
principais características dos três indivíduos que foram realizados os experimentos.
Individuo 1 Individuo 2 Individuo 3
Peso 54kg 51kg 51kg
Sexo Masculino Feminino Feminino
Idade 23 23 58
Altura 1,73 1,71 1,57m
Histórico de
Problemas
Cardíacos
Não Não Sim
Quadro 5.1: Características dos indivíduos que foram realizados os testes.
73
Foram feitos dois testes principais sob duas condições: a primeira em repouso
coletando dados por 2 minutos de todos os 3 indivíduos descritos no Quadro 1, a
segunda após 10 minutos de intensa atividade física sendo coletados dados por 2
minutos de todos os 3 indivíduos com o ultimo minuto a respiração dos 3 indivíduos
forçada intencionalmente para que seja perceptível, ainda mais, o decaimento da
taxa de oxigenação no sangue. Os dois testes foram repetidos 3 vezes sob
avaliação do sistema desenvolvido e o monitor pressão da Bak do modelo BK-
AP212. O monitor de pressão BK-AP212 foi utilizado para correlacionar
essencialmente os dados dos batimentos cardíacos obtidos no sistema
desenvolvido.
São avaliados e discutidos os resultados da frequência cardíaca sobre os dois
testes comparando as respostas com o sensor BK-AP212. Também é avaliado o
efeito dos dois testes na curva de resposta PPG no sistema desenvolvido validando
o funcionamento do sistema. Os resultados são apresentados nas seções 5.2.1 e
5.2.2 respectivamente. A seção 5.3 descreve os primeiros testes executados em
bovinos.
5.2.1 Teste após Esforço Físico
Para os testes após os esforços físicos, cada um dos 3 indivíduos foi
submetido a 10 minutos de atividade física intensa. Após isso foi mensurado o sinal
PPG e a média da frequência cardíaca usando o sistema desenvolvido com o uso do
oxímetro Nellcor DS100A. Logo após foi mensurado a frequência cardíaca média
com o uso do medidor de pressão BK-AP212.
Apesar de que o medidor de pressão BK-AP212 utilizar o principio da pressão
cardíaca nos vasos para medir a frequência cardíaca, seus resultados foram
comparados com os dados obtidos com o uso do sistema desenvolvido e o oxímetro
Nellcor DS100A.
O Quadro 5.2 resume as médias dos batimentos cardíacos dos 3 indivíduos
sobre o teste após o esforço físico.
74
Individuo BPM Oximetro BPM Medidor de
Pressão
Erro (%)
1 91,2BPM 88 BPM +3,63%
2 80,6 BPM 87 BPM -7,35%
3 91,7 BPM 94 BPM -2,44%
Quadro 5.2: Media das Frequências Cardíacas no teste de Esforço Físico.
O Quadro 5.2 mostra que a taxa de batimentos cardíacos por minuto nos
testes de esforço físico ficaram em média de 80,6 BPM até 94 BPM. O individuo 3 foi
o que obteve a média dos batimentos cardíacos mais altos no teste. Isso pode ser
justificado por ser o único individuo que possui histórico de problemas cardíacos. As
medições feitas com o oximetro e o sistema desenvolvido quando comparados e
tomados como referência à medição feita com o medidor de pressão comercial BK-
AP212 revelam um erro variando entre +3,63% até -7,35%. O individuo 2 foi o que
obteve o maior erro quando comparado as medições feitas com o oximetro e o
medidor de pressão de -7,35%. Esse erro pode ser justificado pelo fato de, quando
efetuado as medições o individuo 2 era o único em jejum.
A Figura 5.3 e 5.4 comprovam os resultados dos testes para o individuo 1
efetuando a medição com o uso do oxímetro Nellcor DS100A e o medidor de
pressão comercial BK-AP212 respectivamente.
75
Figura 5.3: Teste sobre esforço para o individuo usando o sensor oximetro DS100A.
76
Figura 5.4: Teste sobre esforço físico usando o medidor de pressão BK-AP212
Nos testes de esforço foi possível ser perceptível o decaimento de taxa de
oxigenação no sinal PPG mensurado.
Os esforços físicos causam um aumento da na taxa de expiração e inspiração
o que resulta em um aumento do sangue venoso e uma diminuição do sangue
arterial. Acompanhado a isso, um mecanismo com objetivo de aumentar o fluxo de
sangue para os outros órgãos diminui do fluxo sanguíneo para os tecidos.
A forma ondas PPG é influenciada basicamente pelo sangue arterial (A),
sangue venoso (V), e o sangue nos tecidos (T). A Figura 5.5 mostra como cada um
dos fatores influenciam na forma de onda PPG.
A diminuição do sangue arterial (A) aumenta o nível de tensão de pico-pico do
sinal. Assim como a diminuição do sangue venoso (V) e o sangue nos tecidos (T)
diminui o nível DC do sinal.
77
Figura 5.5: Fatores que influenciam o sinal PPG.
Os oxímetros de dedo tem a característica de não mostrar o aumento
significativo na amplitude durante o exercício. Só há um aumento da amplitude após
o término do exercício quando o sangue nos tecidos volta a aumentar.
A Figura 5.6 mostra os efeitos na forma de onda PPG para o individuo 1 em
condição após o esforço físico nos ultimo 1 minuto quando onde a respiração é
forçada. Pode-se observar nitidamente o aumento da amplitude do sinal.
Figura 5.6: Forma de Onda PPG com a respiração forçada após o esforço físico.
78
5.2,2 Teste em Repouso
Os teste em repouso foram feitos coletando dados por 2 minutos de todos os
3 indivíduos descritos no Quadro 5.1. Todos os 3 indivíduos estavam sentados na
mesma posição totalmente em repouso.
Foi mensurado o sinal PPG e a média da frequência cardíaca usando o
sistema desenvolvido com o uso do oxímetro Nellcor DS100A. Logo após, foi
mensurado a frequência cardíaca média com o uso do medidor de pressão BK-
AP212. Foram realizados 3 medições em cada teste sendo apresentados aqui a
média das medições.
Apesar de o medidor de pressão BK-AP212 utilizar o principio da pressão
cardíaca nos vasos para medir a frequência cardíaca, seus resultados foram
comparados com os dados obtidos com o uso do sistema desenvolvido e o oxímetro
Nellcor DS100A.
O Quadro 5.3 resume as média dos batimentos cardíacos dos 3 indivíduos
em repouso.
Individuo BPM Oximetro BPM Medidor de
Pressão
Erro (%)
1 70,9BPM 69 BPM +2,75%
2 60,9 BPM 59 BPM +3,22%
3 79,8 BPM 75 BPM +6,4%
Quadro 5.3: Media das Frequências Cardíacas no teste em Repouso.
O Quadro 5.3 mostra que a taxa de batimentos cardíacos por minuto nos
testes em repouso ficaram em media de 59 BPM até 79,8 BPM. O individuo 3 foi o
que obteve a media dos batimentos cardíacos mais altos no teste. Isso pode ser
justificado por ser o único individuo que possui histórico de problemas cardíacos
entre eles foi destacado arritmia cardíaca novamente.
79
As medições feitas com o oximetro e o sistema desenvolvido quando
comparados e tomados como referencia a medição feita com o medidor de pressão
comercial BK-AP212 revelam um erro variando entre +2,75% até +6,4%.
O individuo 3 foi o que obteve o maior erro quando comparado as medições
feitas com o oxímetro e o medidor de pressão de +6,4%.
Quando comparada a forma de onda do individuo 1 no teste em repouso
(Figura 5.7) e no teste após esforço físico (Figura 5.8). Podemos observar que após
o esforço físico (Figura 5.8) como já discutido á um aumento na amplitude do sinal
tornando o sinal mais largo (450-90). E nos testes em repouso (Figura 5.7) a
amplitude do sinal é menor (900-700).
Figura 5.7: Forma de onda PPG para o individuo 1 em repouso.
Figura 5.8: Forma de onda PPG para o individuo 1 após esforço físico.
80
5.3 Primeiro teste em bovinos
O primeiro teste do sistema foi realizado na Embrapa Gado de Corte em
Campo Grande no estado de Mato Grosso do Sul, sendo aplicado em duas novilhas
nelore. As Figuras 5.9 e 5.10 mostram os testes sendo executados na novilha 1 e 2,
respectivamente.
Nos testes foi utilizado o sistema de aquisição desenvolvido nessa
dissertação e o sensor oxímetro Nellcor DS100A.
Os dados obtidos puderam demostrar a viabilidade do dispositivo. Contudo foi
identificado alguns pontos que ainda necessitam de otimizações e desenvolvimento.
Figura 5.9: Teste do sistema na novilha 1.
Com a instalação do sensor na orelha do animal, foi possível obter a resposta
do sensor oxímetro facilmente. Contudo, com este teste, pode-se perceber um
desafio que a orelha do animal é uma região extremamente sensível e que irá
necessitar de estratégias e desenvolvimento de estruturas que adaptem e integração
o sensor ao animal de forma menos irritante possível.
81
Figura 5.10: Teste do sistema na novilha 2.
A Figura 5.11 e 5.12 mostra as formas de onda PPG obtidas nas novilhas 1 e
2 respectivamente.
Figura 5.11: Forma da onda PPG obtida na novilha 1.
82
Figura 5.12: Forma de onda PPG obtida na novilha 2.
As formas de onda PPG na Figura 5.11 e 5.12 puderam demostrar a
viabilidade do principio do oxímetro em bovinos. Foi possível identificar claramente o
pico dicroic (dicroic notch) na onda PPG que coincide com o momento em que a
válvula aórtica fecha e há um decréscimo da pressão arterial.
As Figuras 5.11 e 5.12 também mostraram que o sinal ou está com um ganho
demasiado devido ao ganho projetado no circuito de amplificação, ou mesmo devido
a resistência do amplificador de transimpedancia esteja superdimensionada
perdendo assim parte do sinal. Contudo, isso ainda não é conclusivo uma vez que
os testes foram realizados pressionando o sensor Nellcor DS100A, que é especifico
para dedos, na orelha do animal. Isso pode ter afetado a coerências dos dados
mensurados. Nesse sentido, vislumbra-se a utilização de um sensor oxímetro
adesivo para ser utilizado, por exemplo, na testa do animal e em modo de
reflectância. Os resultados calculados de BPM dos animais foram validados com o
exame in-loco de batimentos cardíacos realizado por profissional zootecnista
utilizando aparelho estetoscópio veterinário.
83
CAPÍTULO 6
CONCLUSÃO
Este trabalho de conclusão de curso está inserido como parte de um projeto
maior que consiste no desenvolvimento de um sistema de hardware e software para
aquisição de variáveis fisiológicas em bovinos e variáveis do ambiente como
luminosidade, buscando desenvolver uma ferramenta capaz de avaliar, caracterizar
e mensurar o bem-estar animal.
Após a análise sobre as soluções tecnológicas existentes para captura de
sinais fisiológicos em bovinos se escolheu a técnica de fotopletismografia (PPG) e
aplicação de sensores de oxímetria para aquisição de sinais cardíacos em bovinos.
Uma das principais motivações para essa escolha deve-se ao baixo custo de
aplicação dessa técnica e a simplicidade de utilização dos sensores oxímetros.
Este trabalho de conclusão de curso projetou e implementou um módulo de
aquisição do sinal de frequência cardíaca para bovinos e apresentou seus primeiros
resultados obtidos com o desenvolvimento de um protótipo.
Foi projetado e implementado um sistema de aquisição de sinal compatível
com o arduino uno (ATmega 328P). Bem como uma interface gráfica utilizando a
linguagem Processing capaz de visualizar a forma de onda PPG e determinar a
frequência cardíaca em tempo real. Além de uma plataforma capaz de coletar e
gravar dados em cartão micro SD.
Apesar da indisponibilidade de um aparelho calibrado para validar o sistema
como é feito em desenvolvimento de oxímetros comerciais, que poderia fazer uma
análise qualitativa da taxa de erro do sistema desenvolvido. O sistema foi validado
com dados de referência de batimento cardíacos de um monitor de pressão da Bak
84
Japan modelo BK-AP212 em testes em condições de repouso e após esforços
físicos em humanos. O erro avaliado, baseando-se no monitor de pressão comercial,
ficou em torno de ±8%. A variação foi de +2,75% até +6,4% para os testes em
repouso e +3,63% até -7,35% para os testes feitos após o esforço físico.
Além disso, foi apresentado e discutido os primeiros testes realizados em
bovinos. Os testes puderam comprovar a viabilidade da aplicação da técnica nesses
animais. Os testes foram realizados com um sensor de transmissão com aquisição a
partir da orelha do animal. Pelos resultados iniciais nos experimentos com bovinos,
observa-se a necessidade de realizar mais testes com a utilização de sensores de
reflectância e utilizando adesivos para concluir sobre o dimensionamento do circuito
de amplificação, o amplificador de transimpedância e, principalmente, sobre a
adaptabilidade do animal com esse tipo de sensor.
.
85
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[41] Patrik Olã Bressan. Projeto e Desenvolvimento de um Sistema Integrado de
Hardware/Software para Aquisição de Sinais Fisiológicos em Bovinos de
Corte. Qualificação de Mestrado. Faculdade de Computação. Universidade Federal
do Mato Grosso do Sul. 26 de março de 2014.
[42] Microchip “ MCP601/1R/2/3/4”
http://ww1.microchip.com/downloads/en/DeviceDoc/21314g.pdf ( acessado
21/06/2014).
[43] Silonex, "SILONEX - SLCD-61N1."
http://www1.silonex.com/datasheets/specs/images/pdf/104117.pdf (acessado
21/06/2014).