XXIII Congresso Brasileiro em Engenharia Biomédica – XXIII CBEB
DEMODULADOR DE AMPLITUDE DE SINAIS E SISTEMA DE CHAVEAMENTO PARA TOMÓGRAFO POR BIOIMPEDÂNCIA ELÉTRICA F. M. L. Pinheiro*, F. D. Garcia*, A. V. Pino* e M. N. Souza* *Programa de Engenharia Biomédica, COPPE, Universidade Federal do Rio de Janeiro, Rio de Janeiro, Brasil
[email protected] Abstract: Electrical impedance tomography (EIT) is an inexpensive, radiation free, noninvasive and portable method for imaging the distribution of electric impedance properties of biological tissues. It has a wide clinical potential because those properties may vary depending on healthy or pathological behavior of the tissues. This paper presents a fast analog multiplex and a quadrature demodulator for an EIT system based on a multiterminal approach. The demodulator works with two input voltages, one associated to the current that flows to a given electrode of the EIT system and the other input corresponding to the voltage developed over the current source by the total bioimpedance. The demodulator DC output voltage was connected to a multi-channel 16 bits external analog-to-digital converter. It’s found an adjusted equation with r2 = 99,47 % that relates the amount of current per electrode as a function of the output of demodulator. Palavras-chave: Tomografia, Impedância, Multiterminais.
pulmonar e atividade cardíaca [5-8]; o de Dartmouth – EUA, para detecção de câncer de mama e imageamento de próstata [9, 10] e o da Universidade de Kyung Hee – KO [11, 12]. Vários tomógrafos de bioimpedância atuais se baseiam no modelo de aquisição de Sheffield, aqui denominado de configuração multiportas (Figura 1(a)). Nesses sistemas, entretanto, as linhas de densidade de corrente se tornam escassas à medida que o centro do plano tomográfico é explorado, o que de certa forma compromete a qualidade da imagem nessa região. Como uma alternativa para contornar esse problema, uma topologia alternativa denominada multiterminais pode ser usada [13] (Figura 1(b)). Nesse tipo de configuração, uma fonte de corrente é utilizada para injetar um sinal em um dos eletrodos, enquanto são medidas as correntes que circulam pelos outros que estão aterrados. Para a construção de um tomógrafo de EIT multiterminais que possa realizar imagens dinâmicas, faz-se necessário o desenvolvimento de um circuito que permita um rápido chaveamento dos eletrodos, assim como a demodulação de amplitude das correntes que circulam pelos eletrodos que estão aterrados. Neste trabalho é apresentado o projeto de um módulo de chaveamento e demodulação de amplitude de sinais destinado a possibilitar a reconstrução e apresentação de imagens dinâmicas a taxas de até 30 qps (quadros por segundo).
Bioimpedância,
Introdução Bioimpedância é a característica de oposição dos materiais biológicos ao serem atravessados por uma corrente elétrica. Assim, a bioimpedância é constituída de uma parte real, chamada de resistência e uma parte imaginária representada por uma reatância, sendo esta, dependente da frequência. Uma vez que tais constituintes da bioimpedância estão relacionados às características fisiológicas dos tecidos biológicos, é possível utilizá-la para de monitorar processos metabólicos de seres vivos. A Tomografia por Bioimpedância Elétrica (TBE) [1] é uma técnica não-invasiva, livre de radiação e de relativamente baixo custo capaz de gerar imagens de órgãos internos por meio do mapeamento da distribuição da bioimpedância de um sistema biológico, e possui um grande potencial de aplicação clínica. No entanto, poucos são os equipamentos comerciais disponíveis para a realização de imagens de EIT, sendo uma grande parte, realizada por protótipos experimentais. Exemplos de sistemas de EIT são: O do grupo de Sheffield – UK, para monitoração da atividade pulmonar e cerebral [2-4]; o de Rensselaer – EUA, com aplicações em mamografia, monitoração de perfusão
(a) (b) Figura 1: Distribuição das linhas de densidade de corrente (linhas cheias) e equipotenciais (linhas tracejadas) na configuração (a) multiportas e (b) multiterminais. Materiais e Métodos
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O hardware de um sistema de EIT multiterminais consiste basicamente de seis módulos: gerador de sinais, fonte de corrente, sistema de chaveamento (controlador e circuito de chaveamento), demodulador e conversor A/D (Figura 2).
Figura 3: Esquemático do circuito desenvolvido. Por simplicidade, o controle do circuito de chaveamento e a conversão analógico-digital do sinal DC do demodulador são realizados por uma placa PCI6251 (16 bits, 1 MHz, National Instruments®). Para a avaliação do funcionamento e determinação de figuras de mérito sobre as características de comutação do multiplexador analógico, foram realizados testes de chaveamento com uma entrada DC de 1,5 V. Para a avaliação do circuito de demodulação foram utilizados 16 modelos elétricos (Figura 4) que mimetizam o comportamento da bioimpedância de um tecido biológico [14] . Todos os componentes foram medidos previamente (multímetro Icel MD-6450, 3 ½ dígitos), de modo que os valores de impedância pudessem ser conhecidos para a frequência de 50 kHz.
Figura 2: Diagrama em blocos do sistema de EIT mutiterminais mostrando a interligação entre os módulos. A parte do software responsável pelo controle do hardware realiza o comando do chaveamento dos canais conectados aos eletrodos que, de forma cíclica, alternam-se entre duas configurações. Na primeira delas, o eletrodo atua injetando corrente no sistema biológico que se deseja analisar; enquanto que na segunda configuração, o eletrodo é virtualmente aterrado permitindo a captação das parcelas de corrente que cruzam a secção transversal do material biológico em estudo. Para a comutação entre os modos de funcionamento (injeção e captação de corrente) dos eletrodos, foram utilizados multiplexadores e chaves analógicas de estado sólido (TS3A44159, Texas Instruments®). Durante a operação do sistema, um dos eletrodos é conectado à fonte de corrente, enquanto os outros eletrodos estão virtualmente aterrados por meio de préamplificadores de transimpedância, os quais transformam em tensões as correntes que deixam o sistema biológico. Os níveis de amplitude dessas correntes variam de acordo com a distribuição da bioimpedância. Essas tensões de saída dos préamplificadores são, então, aplicadas a demoduladores de amplitude para fornecer informações relativas a parte real da corrente que deixa o sistema biológico por cada um dos eletrodo virtualmente aterrado. A Figura 3 ilustra o circuito projetado, o qual é composto por 3 módulos: o módulo da chave analógica, o do préamplificador de transimpedância e o de demodulação. Para a implementação dos módulos, placas de circuito impresso (PCI) foram desenhadas e componentes SMD (Surface Mount Device) foram utilizados, visando-se à diminuição de tamanho, redução de ruídos e modularidade.
Ro
Ri
Cm
Figura 4: Modelo de bioimpedância utilizado para avaliação do demodulador de amplitude, onde Ro e Ri representam, respectivamente, a resistência que modela o líquido intersticial e o líquido intracelular e Cm modela a capacitância da membrana celular. O procedimento de avaliação consistiu em se aplicar a cada um dos 16 modelos elétricos uma corrente senoidal com frequência de 50 kHz e amplitude de 0,94 mA. A corrente ao atravessar o modelo elétrico foi aplicada ao pré-amplificador de transimpedância, cuja foi então conectada a uma das entradas do circuito de demodulação (Figura 5). A segunda entrada do demodulador foi conectada à saída de um buffer que possuía com entrada a tensão desenvolvida sobre o modelo elétrico de bioimpedância, que por sua vez é proporcional à sua impedância. A inserção de um buffer foi necessária para que a leitura do valor de tensão sobre o modelo não causasse influência na corrente que o atravessa. Então, o arranjo experimental ilustrado na Figura 5 foi utilizado para o levantamento da curva de 2
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calibração do demodulador. Tal curva foi construída a partir dos valores de condutância dos modelos elétricos na frequência de 50kHz e dos valores DC (medidos por multímetro Icel MD-6450, 3 ½ dígitos) na saída do circuito do demodulador .
DC do demodulador, assim como a respectiva variação (erro) de tensão da leitura do multímetro durante o teste. Tabela 2: Valores de condutância de cada modelo elétrico de bioimpedância e da tensão de saída do demodulador.
Modelo
Buffer
Valor de condutância [S] 2,23E-03 1,92E-03 1,59E-03 2,76E-03 2,43E-03 2,09E-03 1,86E-03 2,68E-03 2,34E-03 2,01E-03 1,77E-03 2,57E-03 2,25E-03 1,91E-03 1,66E-03 2,23E-03
Demodulador Amplificador de transimpedância
Figura 5: Desenho demodulador.
simplificado
da
calibração
do
Resultados Uma imagem do circuito projetado e montado pode ser vista na Figura 6.
Tensão no demodulador [V] 1,07 ± 0,01 1,01 ± 0,01 0,94 ± 0,01 1,16 ± 0,01 1,11 ± 0,01 1,04 ± 0,01 0,99 ± 0,01 1,15 ± 0,01 1,08 ± 0,01 1,02 ± 0,01 0,97 ± 0,01 1,14 ± 0,01 1,07 ± 0,01 1,00 ± 0,01 0,96 ± 0,01 1,07 ± 0,01
Representando-se graficamente os valores da Tabela 2, observa-se que é possível se fazer um ajuste de função linear que relaciona os valores na saída do demodulador aos valores de condutância. O gráfico resultante pode ser observado na Figura 8 e a equação que descreve a reta aproximada é dada pela Equação 1, onde VCondutância é a tensão de saída do demodulador referente ao valor da condutância medida e YCondutância é valor da condutância que está sendo analisada.
Figura 6: Placa de chaveamento e demodulação montada com os componentes do circuito. O resultado do teste de comutação das chaves analógica revelou um tempo de comutação em torno de 1 µs, como pode ser observado na Figura 7. O efeito de ringing deve-se possivelmente ao descasamento de impedância da ponteira de medição.
Figura 8: Gráfico relacionando a tensão na saída do demodulador ao valore da condutância que está sendo avaliada.
VCondutância 195,31 YCondutância 0,6319 .
(1)
A curva de calibração apresentou ainda r 2 0,9947 e não linearidade 4,70% . Figura 7: Tempo de transição de estados da chave utilizada.
Discussão
Na Tabela 2 estão listados os valores de condutância de cada modelo de bioimpedância e os valores da saída
A implementação do circuito desenvolvido, numa forma modular, facilitará a montagem e manutenção do sistema de EIT. 3
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Um dos objetivos do sistema de EIT que está sendo construído é permitir a reconstrução de imagens dinâmicas a uma taxa de 30 qps. Assim, o tempo total para chaveamento, aquisição de dados e reconstrução de cada frame deve ser de no máximo 33,33 ms. Como o tempo de comutação das chaves analógicas foi de aproximadamente 1 µs, o tempo de resposta do demodulador situa-se por volta 400 ns e considerandose um sistema de EIT de 16 eletrodos; o tempo de chaveamento e demodulação total para que se possa fazer cada reconstrução é estimado em aproximadamente 22,56 µs, muito menor que os 33,33 ms especificados anteriormente. O circuito de demodulação apresentou uma relação linear com r2 = 0,9947. Esse valor mostra que 99,47 % da variância na saída do demodulador são explicadas pela variância da condutância medida. Tais características apontam que o circuito projetado poderá ser usado no sistema de EIT que está sendo construído, apesar da não-linearidade de 4,70%, que ficou um pouco acima do valor de 1% desejado.
[6] Liu, N. (2007), ACT4: A High-Precision, Multi-Frequency Electrical Impedance Tomograph, Doctor’s Thesis, Faculty of Rensselaer Polytechnic Institute, Troy, NY, Aug. [7] Choi, M.H., Kao, T.J., Isaacson, D., Saulnier, G.J., Newell, J.C. (2007) “A reconstruction algorithm for breast cancer imaging with electrical impedance tomography in mammography geometry” IEEE Transactions on Biomedical Engineering, v. 54, n. 4, p. 700-710. [8] Choi, M.H., Kao, T.J., Isaacson, D., Saulnier, G.J., Newell, J.C. (2008) “An algorithm for applying multiple currents using voltage sources in electrical impedance tomography” International Journal of Control, Automation and Systems, v. 6, n. 4, p. 613619. [9] Halter, R.J., Hartov, A., Paulsen, K.D. (2008) “A broadband highfrequency electrical impedance tomography system for breast imaging” IEEE Transactions on Biomedical Engineering, v. 55, n. 2, p. 650-659. [10] Borsic, A., Halter, R., Wan, Y., Hartov, A., Paulsen, K.D. (2010) “Electrical impedance tomography reconstruction for threedimensional imaging of the prostate” Physiological Measurement, v. 31, p. S1-S16. [11] Oh, T.I., Woo, E.J., Holder, D. (2007) “Multi-frequency EIT system radially symmetric architecture: KHU Mark1” Physiological Measurement, v. 28, p. S183-196.
Conclusão Considerando-se os resultados obtidos, conclui-se que o circuito projetado atendeu os requisitos para a construção de um sistema alternativo de EIT para o imageamento dinâmico. O projeto apresentou uma velocidade de chaveamento e de demodulação que corresponde a apenas 0,068% do tempo total para processamento de reconstrução de cada imagem tomográfica.
[12] Oh, T.I., Koo, H., Lee, K.H., Kim, S.M., Lee, J., Kim, S.W., Seo, J.K., Woo, E.J. (2008) “Validation of a multi-frequency electrical impedance tomography (mfEIT) system KHU Mark1: impedance spectroscopy and time-difference imaging” Physiological Measurement, v. 29, p. 295-307. [13] Souza, M. (1988), Localização Bidimensional em Plano Resistivo, Dissertação de Mestrado, Programa de Engenharia Elétrica, Universidade Federal do Rio de Janeiro, Rio de Janeiro, RJ. [14] Brown, B.H., Seagar, A.D. (1987) “The Sheffield data collection system” Clinical Physics and Physiological Measurement, v. 8, Sup. A, p. 91-97.
Agradecimentos Os autores agradecem ao CNPq e à FAPERJ pelo financiamento que possibilitou o desenvolvimento deste trabalho. Referências [1] Brown, B.H., Barber D.C., Seagar, A.D. (1985) “Applied potential tomography: possible clinical applications” Clinical Physics and Physiological Measurement, v. 6, n. 2, p. 109-121. [2] Wilson, A.J., Milnes, P., Waterworth, A.R., Smallwood, R.H., Brown, B.H. (2001) “Mk3.5: a modular, multi-frequency successor to the Mk3a EIS/EIT system” Physiological Measurement, v. 22, p. 49-54. [3] Yerworth, R.J., Bayford, R.H., Brown, B., Milnes, P., Conway, M., Holder, D.S. (2003) “Electrical impedance tomography spectroscopy (EITS) for human head imaging” Physiological Measurement, v. 24, p. 477-489. [4] Nebuya, S., Mills, G.H., Milnes, P., Brown, B.H. (2011) “Indirect measurement of lung density and air volume from electrical impedance tomography (EIT) data” Physiological Measurement, v. 32, p. 1953-1967. [5] Saulnier, G.J., Liu, N., Tamma, C., Xia, H., Kao, T.J., Newell, J.C., Isaacson, D. (2007), “An electrical impedance spectroscopy system for breast cancer detection”, In: Proceedings of the 29th Annual International Conference of the IEEE EBMS, Lion, p. 4154-4157, 23-26 Aug.
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