Dispositivo Modular para Adquisicion de

Biopotenciales con Conexion USB

Federico Nicolas GuerreroLaboratorio de Electronica Industrial, Control e Instrumentacion, Depto. de Electrotecnia,Fac. Ingenierıa, U.N.L.P. - Calle 1 esq. 47 (1900), La Plata, Argentina.

E-mail: federiconguerrero@gmail.com

Resumen. En el presente artıculo se describe el diseno e implementacion de un dispositivopara la medicion de biopotenciales cuyo rango de funcionamiento permite adquirir senales deEEG, ECG, y EMG acopladas en continua. La interfaz entre la piel y el dispositivo se realizacon electrodos humedos. Cada canal de medida es un modulo individual que incorpora: unaetapa de acondicionamiento analogico completamente diferencial incluyendo electrodos activos,una etapa de conversion analogico-digital, y aislacion . La aislacion del canal de datos y de laalimentacion es provista por un mismo circuito integrado, que cumple normas internacionalesde seguridad para equipamiento medico. Cada modulo se conecta a un bus administrado por unmicrocontrolador encargado de enviar los datos a una PC mediante el puerto estandar USB. Elbus USB provee tambien alimentacion de 5 V para todo el sistema.

1. Introduccion

El dispositivo presentado en este artıculo se diseno para medir biopotenciales de interesen el ambito de la investigacion. En particular, se tuvo como objetivo obtener registros deelectroencefalograma, electrocardiograma y electromiograma, en forma no invasiva. En la figura1 se aprecia el rango de estas senales en frecuencia y amplitud, segun se extrajo de las referencias[6], [14], [7].

El sistema completo funciona con una tension de alimentacion de 5 V provista por el busUSB, que transfiere los datos adquiridos a la PC. La aislacion se implementa conjuntamentepara alimentacion y datos en cada canal de adquisicion.

El esquema de medida es de tres electrodos, dos para registrar la senal y un tercero dereferencia y realimentacion de modo comun. El equipo se penso para ser utilizado con electrodoshumedos de Ag/AgCl por su disponibilidad comercial y bajo costo. Para el dimensionamientodel circuito, los electrodos humedos y su interfaz con la piel se modelaron como una fuente detension continua en el rango de las decenas de mV , en serie con una resistencia variable entre0,2 y 200 kΩ [20], [22], [6].

En general, existe una tension interferente de modo comun debida al acoplamiento capacitivodel cuerpo con las lıneas de distribucion de energıa electrica [13]. Varios mecanismos, estudiadosen [17], transforman esta tension de modo comun a modo diferencial, quedando superpuesta a lasenal de interes. Esto es un problema ya que la frecuencia del modo comun (predominantementelos 50 Hz de la lınea de distribucion de energıa electrica y sus armonicos en 150 y 250 Hz) caedentro de la banda de interes del fenomeno estudiado.

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

Otro punto a tener en cuenta es la tension equivalente de ruido de los circuitos electronicosactivos, en el ancho de banda de interes. La misma puede ser comparable a las senales que sedesea medir, haciendo necesario trabajar con circuitos integrados disenados para bajos nivelesde ruido.

En la figura 2 se observa el esquema general del dispositivo y en las siguientes secciones sedescribe cada bloque.

Figura 1. Rango de senales deEMG, ECG y EEG.

Figura 2. Esquema del dispositivo con un solo canal.

2. Acondicionamiento Analogico

El objetivo de esta etapa es amplificar la senal lo necesario para optimizar el uso del rangodinamico del conversor analogico-digital, conservando sus componentes en las frecuencias deinteres sin distorsion, evitando cualquier fuente de interferencia, y manteniendo el ruido propiode la electronica en niveles insignificantes.

2.1. Electrodos Activos

En [17], [13], [4], se analizan los mecanismos por los cuales la interferencia electromagneticaafecta las medidas en un sistema diferencial. Entre los mas relevantes se encuentran:

El llamado “efecto divisor de potencial”, que transforma la tension de modo comun sobreel cuerpo del paciente en una tension diferencial superpuesta a la de interes.

El acoplamiento capacitivo de la lınea de 220 V con los cables de los electrodos, por el cualexisten corrientes que a su vez generan tensiones diferenciales indeseables al circular sobrelas impedancias desbalanceadas de los electrodos.

En ambos fenomenos, el desbalance entre las impedancias de las interfaces electrodo-piel delcanal diferencial es un factor directamente proporcional a la tension de interferencia resultante.

Una solucion para ambos puntos es utilizar un seguidor de tension o buffer, que presente unaalta impedancia a la senal de biopotencial y tenga baja impedancia de salida, de menor variacionque la de los electrodos.

Estos separadores se implementaron mediante amplificadores operacionales con realimentacionnegativa unitaria. Fue necesario utilizar operacionales de bajo ruido, alta impedancia de entrada,corriente de polarizacion limitada, y single supply ya que el sistema completo se alimenta entrelos 0 y 5 V del bus USB.

Con el fin de disminuir la f.e.m. generada por induccion magnetica en el lazo formado porel par de cables de los electrodos, se trenzaron los mismos. Para el caso de mediciones entre

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

puntos muy cercanos, como ocurre tıpicamente para registrar EMG, se extendio un unico cablede cuatro conductores (dos para la alimentacion y dos para la senal diferencial) desde el gabinetedel dispositivo hasta un circuito impreso pequeno para formar los buffers mencionados, utilizandooperacionales en encapsulado dual.

La baja impedancia que presentan los electrodos activos ante las corrientes de interferenciapermitio eliminar los tıpicos cables mallados y, de este modo, la necesidad de un circuito shielddriver.

2.2. Amplificador Diferencial

Una topologıa completamente diferencial es ventajosa ya que el rechazo al modo comun esidealmente infinito [17], aunque en la practica se ve limitado por desbalances en los componentesactivos. Utilizando amplificadores operacionales en encapsulados duales, pueden lograrse valoresde CMRR mayores a 100 dB a 50 Hz [18]. Se utilizo el circuito que se observa en la figura 3; esteesquema tiene la ventaja de poseer una ganancia de modo comun a modo diferencial idealmenteigual a cero independientemente de los desbalances en las resistencias.

La ganancia de la etapa se fijo en 10 veces, como compromiso entre la mejora de la resolucion, yla necesidad de evitar que el offset de continua de los electrodos humedos sature los amplificadoresoperacionales. Con esta ganancia puede admitirse un offset de ± 250 mV en los electrodos si sefija la tension de modo comun en 2,5 V .

Ya que los electrodos activos disenados no amplifican la senal, los amplificadores operacionalesutilizados deben ser tambien de bajo ruido. Se utilizo el IC TLC2274 de Texas Instruments queencapsula cuatro amplificadores operacionales para implementar esta etapa.

Figura 3. Diagrama esquematico de la etapa de acondicionamiento analogico. Se observan loselectrodos activos, amplificador diferencial, DRL y filtro de entrada al conversor A/D Sigma-Delta.

2.3. Disminucion de la Interferencia de Modo Comun

La topologıa propuesta tiene un lımite natural de rechazo de modo comun dado por el “efectodivisor de potencial” entre la impedancia de la interfaz electrodo-piel, y la impedancia de entradade los operacionales que componen los electrodos activos. Esto provoca que una fraccion de latension de modo comun presente en el cuerpo del paciente se superponga a la senal diferencialdesde la primera etapa del dispositivo.

Puede mejorarse el CMRR por un medio activo: la realimentacion de modo comun medianteel circuito conocido como DRL [13]. La implementacion realizada se observa en la figura 3.

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

Esta realimentacion conforma un lazo que puede hacerse inestable [21]. Utilizando uncompensador por polo dominante implementado con un integrador [17] se obtuvo un DRL estableque mejoro el CMRR en 27 dB. Esto se logro con una estrategia de compensacion conservadoray pueden obtenerse mejores valores de rechazo si se incrementa la ganancia del integrador.

3. Conversion Analogica-Digital

Debido al offset de continua de los electrodos, se necesita un gran rango dinamico paraadquirir las senales de interes. La solucion habitual es acoplar la senal en alterna, un enfoquealternativo es utilizar una etapa de baja ganancia en combinacion con ADCs de muy altaresolucion[8].

Las senales mas pequenas a medir son del orden de 1 µV . Amplificando 10 veces, y con unfondo de escala de 10 V se necesita un conversor de aproximadamente 20 bits para adquirirlas.Por otro lado, para adquirir senales de EMG se necesita muestrear a mas de 2000 sps (dos vecesla frecuencia de Nyquist).

Los conversores que actualmente pueden satisfacer estos requerimientos son los comunmentedenominados Sigma-Delta, o simplemente Σ − ∆.

La ventaja de estos conversores es, ademas de su alta resolucion, el uso de un filtro anti-aliasing mucho menos exigente ya que la tasa de muestreo real es muy superior a la de Nyquist(debido al uso de sobremuestreo [16]). Como contrapartida, es difıcil utilizar un mismo conversorpara varias senales ya que el filtro digital impone un retardo apreciable si se cambia la senal deentrada. Por ello se utilizo un conversor por canal.

Se selecciono el conversor Σ−∆ ADS1259 [12] de Texas Instruments. Se prefirio este integradoen particular por su bajo consumo de energıa, y fuentes de clock y referencia de tension internas.Con este componente se pudo dotar al dispositivo de una tasa de muestreo programable entre400 sps o 3600 sps, para las cuales el ancho de banda de 3 dB del filtro digital resulto de 127 Hzy 1095 Hz respectivamente.

La etapa de entrada del conversor conmuta un capacitor entre la senal analogica de entraday una tension de referencia a la tasa de sobremuestreo [12]. Esto impone picos de corriente dealta frecuencia que generan caıdas de tension importante sobre la impedancia de salida de losamplificadores operacionales, afectando la medida. En general la solucion es colocar buffers dealta frecuencia, pero el consumo de energıa de estos componentes es mayor al del conversor ensı. Otra solucion es incluir un filtro RC en cascada, como se observa en la figura 3, de maneraque un capacitor en paralelo al de la entrada del ADC pueda sustentar los picos de corriente,con una constante de tiempo que lo haga util como filtro anti-aliasing.

4. Aislacion

Para prevenir riesgos a su salud, el paciente debe encontrarse aislado de cualquier circuitoelectrico en contacto con tierra o con las lıneas de distribucion de energıa electrica [20], ocualquier circuito que ante una falla pudiese quedar en contacto con las mismas [5].

Por lo tanto, en este caso en particular debe establecerse una barrera de aislacion entre laspartes del dispositivo en contacto con el paciente y aquellas en contacto con el bus USB, que esla unica conexion externa del dispositivo.

Los medios de proteccion implementados deben intercalarse tanto en el canal de datos comoen el de alimentacion, y en general se proveen soluciones separadas para lograrlo. En este trabajose utilizo un mismo componente para aislar tanto datos como energıa: el ADuM6401 de AnalogDevices. Los ICs de la lınea ADuM utilizan micro-transformadores integrados en un chip paraeste proposito [3]. En particular el ADuM6401 cuenta con las lıneas necesarias para implementar

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

un bus SPI aislado, y la capacidad de entregar 5 V regulados aislados [9]. El esquema de estasconexiones en el integrado se muestra en la figura 4.

Estos componentes estan certificados en el cumplimiento de la norma IEC60601-1 paratensiones de trabajo de hasta 250 Vrms [9]. Al disenar la plaqueta se incluyo una aberturade ancho superior a 1 mm para evitar corrientes de fuga por presencia de algun cuerpo extranoo humedad en la lınea directa entre pines del integrado. El resultado puede observarse en lafigura 4.

Figura 4. Diagrama del integrado ADuM601 aislando el bus de alimentacion y el bus SPI, conel esclavo (el conversor ADS1259) en el lado aislado. A la derecha se observa un detalle de laplaqueta de un canal de adquisicion con el ADuM6401.

5. Transmision de Datos y Alimentacion

La lectura de las muestras debe ejecutarse dentro de una ventana de tiempo de 278 µs (eltiempo entre dos muestras sucesivas a 3600 sps). Los datos deben ser almacenadas en memoriahasta disponer del tiempo necesario para enviarlas a una computadora. Los conversores ADS1259utilizan un protocolo compatible con un bus serie sincronico SPI [1], y actuan como esclavos. Lacomunicacion con la PC se realiza a traves del bus USB (Bus Serie Universal, por sus siglas eningles) .

Estos requisitos se tuvieron en cuenta en la seleccion del microcontrolador. Se eligio elmicrocontrolador (µC) PIC18F2550 de Microchip, por contar con los perifericos y memorianecesarios y amplio soporte para implementar un Device USB.

El µC funciona como maestro en el bus SPI, habilitando a cada conversor a enviar las muestrasadquiridas mediante lıneas de chip select. Cuando un conversor tiene una muestra disponiblelo senaliza mediante una lınea de control (multiplexada con la lınea MISO) que genera unainterrupcion en el µC. El µC se dedica exclusivamente a recuperar las muestras, y en el tiemporestante dentro de la ventana entre conversiones administra los buffers de datos y la configuracionde las comunicaciones con la PC.

El firmware en el µC y el software en la PC para implementar la comunicacion USBse realizaron utilizando librerıas que forman parte de un framework que el fabricanteMicrochip entrega para desarrollos con sus microcontroladores [10]. En el microcontrolador,un modulo denominado Serial Interface Engine (SIE) se encarga autonomamente de realizar lastransacciones del protocolo, que no quitan tiempo de procesamiento a la aplicacion del usuario[11]. Esta ultima, con la ayuda de las funciones del framework, debe encargarse de conformarlos paquetes de datos que el SIE transmitira cuando el host (la PC) los requiera.

La clase de dispositivo HID (Dispositivo de Interfaz Humana, por sus siglas en ingles) de larevision 2.0 del estandar USB permite enviar reportes de hasta 64 bytes dentro de cada frame,

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

que a su vez ocupa 1 ms [19], con control de flujo. Esto es equivalente a una tasa de transmisionde 512 kbps, suficiente para 5 canales de EMG muestreados a 3600 sps o 53 canales de EEG oECG muestreados a 400 sps.

El mismo bus USB provee alimentacion al dispositivo. En el modo de funcionamiento normal,el bus puede suministrar hasta 100 mA, y en caso de requerirlo pueden negociarse hasta 500 mA.

El consumo del dispositivo es de 43 mA fijos mas 31 mA por canal. Con 500 mA comolımite, se pueden agregar hasta 14 canales individuales; llegado este punto, el dispositivo podrıaconectarse a una fuente externa sin requisitos particulares ya que la aislacion se encuentraintegrada en cada canal.

6. Resultados Experimentales

La resolucion del sistema se evaluo en funcion de la tension equivalente de ruido, referidaa la entrada. Se midio el piso de ruido cortocircuitando las entradas, conectadas directamenteal DRL, y se obtuvieron los valores de la tabla 1, apropiados para medir senales en el rangodeseado, indicado en la figura 1

Se evaluo el modulo de la respuesta en frecuencia, que coincidio con una buena aproximaciona la respuesta teorica del filtro digital del conversor ADS1259, como se muestra en la figura 5.

Figura 5. Respuesta en frecuencia del dispos-itivo. En lınea continua se observa la curva delfiltro digital del conversor Σ − ∆, los sımbolosmarcan los valores medidos.

Tasa de Ancho de Tension eq.muestreo banda de ruido[sps] [Hz] [µVrms]

400 0,01 a 127 0,740,01 a 100 0,69

3600 0,033 a 1095 1,33

Tabla 1. Tension equivalente de ruidoreferida a la entrada del dispositivo.

El CMRR medido de los electrodos activos y el amplificador diferencial mas el ADC fuede 103 dB∗, incorporando el DRL, el CMRR resultante aumento a 130 dB. Estas cifras sonapropiadas para las mediciones proyectadas de acuerdo a valores indicados en [22], [2] y [15].

En las figuras 6, 7 y 8 se muestran registros de ECG, EEG y EMG respectivamente, adquiridoscon el dispositivo descrito.

7. Conclusiones

Se diseno e implemento un dispositivo de adquisicion de biopotenciales con la capacidad deregistrar senales de EEG y ECG con un piso de ruido de 0,75 µVrms y de EMG con 1,3 µVrms.Se obtuvieron registros de estas senales con una calidad acorde a lo esperado.

∗ Debe remarcarse que en una situacion de medida normal este CMRR se verıa empobrecido debido al efectodivisor de potencial mencionado en la seccion 2.3.

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

Figura 6. Electrocardiograma registrado con eldispositivo implementado.

Figura 7. Electromiograma. Se observa el efecto de doscontracciones sucesivas del bıceps.

Figura 8. Electroencefalograma. Se observa el comien-zo de un ritmo alfa al cerrar los ojos.

Se implemento con muy buenos resultados la aislacion del canal de datos y el canal dealimentacion, obteniendo 5 V regulados aislados a partir de los 5 V del bus USB. Esto serealizo con un esquema muy sencillo: un unico IC por canal intercalado en forma transparenteen el bus de alimentacion y el bus de datos (SPI en este caso). Como unica complejidadpuede senalarse la necesidad de incorporar un medio de multiplexar las lıneas de salida decada conversor, ya que la salida digital del ADuM no cuenta con estado de alta impedancia.

El esquema de adquisicion con una etapa analogica sencilla y conversores Sigma-Delta degran rango dinamico simplifico el diseno, y la previsible disminucion en el costo de este tipo deADCs los hace atractivos a futuro.

El uso de electrodos activos compuestos por un unico buffer fue exitoso, sin anadir demasiadacomplejidad al dispositivo, e incluso contribuyendo a simplificarlo evitando el uso de cablesmallados y los circuitos shield driver.

El puerto USB brindo una plataforma de comunicaciones versatil con alimentacionincorporada. Las librerıas de software provistas por Microchip fueron una gran asistencia aldesarrollo del software del dispositivo.

Para el futuro desarrollo del presente dispositivo cabe considerar:

La realizacion de multiples canales de adquisicion para incorporar al dispositivo, que

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

actualmente cuenta con un solo canal, ası como el esquema de multiplexacion, que seencuentra en etapa de diseno.

El desarrollo del firmware y software para calibrar el dispositivo.

Y como lıneas de desarrollo futuras, a partir de lo realizado en este trabajo:

El uso de ICs mas complejos de la lınea ADS de Texas instruments o similares, que integranvarios canales de adquisicion desde el acondicionamiento analogico hasta la conversion A/D.

Investigar opciones de implementacion para mejorar la eficiencia en el uso de integrados dela lınea ADuM.

Reconocimientos

Se agradece la guıa y aportes del Ing. Marcelo Haberman y el Dr. Enrique M. Spinelli, delLaboratorio de Electronica Industrial, Control e Instrumentacion (LEICI) de la Facultad deIngenierıa de la Universidad Nacional de La Plata.

8. Referencias

[1] Freescale application notes. AN991/D: Using the Serial Peripheral Interface to Communicate BetweenMultiple Microcomputers, 2004.

[2] J.D. Bronzino. The biomedical engineering handbook. CRC Pr I Llc, 2000.[3] Baoxing Chen. iCoupler R© Products with isoPowerTM Technology: Signal and Power Transfer Across

Isolation Barrier Using Microtransformers, 2006.[4] MF Chimene and R. Pallas-Areny. A comprehensive model for power line interference in biopotential

measurements. Instrumentation and Measurement, IEEE Transactions on, 49(3):535–540, 2000.[5] International Electrotechnical Comission. IEC 60601-1 - medical electrical equipment - Part 1: General

requirements for basic safety and essential performance, 2005.[6] C. Del Aguila. Electromedicina. Nueva Librerıa, 1994.[7] S. Grimnes and Ø.G. Martinsen. Bioimpedance and bioelectricity basics. Academic press, 2008.[8] M. Haberman, P.A. Garcıa, and E.M. Spinelli. Comparacion de dos amplificadores de EEG para Interfaces

Cerebro-Computadora. JAICC, 2009.[9] Analog Devices Inc. ADuM6400/ADuM6401/ADuM6402/ADuM6403/ADuM6404 Datasheet, 2009.

[10] Microchip Technology Inc. Microchip USB Device Firmware Framework User’s Guide. 2008.[11] Microchip Technology Inc. PIC18F2455/2550/4455/4550 Data Sheet, 2009.[12] Texas Instruments. ADS1259 Data Sheet, 2010.[13] AC Metting van Rijn, A. Peper, and CA Grimbergen. High-quality recording of bioelectric events. Medical

and Biological Engineering and Computing, 29(4):433–440, 1991.[14] R.B. Northrop. Analysis and application of analog electronic circuits to biomedical instrumentation. CRC

press, 2004.[15] D. Prutchi and M. Norris. Design and Development of Medical Electronic: Instrumentation. Wiley Online

Library, 2005.[16] R. Schreier, G.C. Temes, Institute of Electrical, and Electronics Engineers. Understanding delta-sigma data

converters. IEEE press New Jersey, 2005.[17] E.M. Spinelli. Amplificadores de Instrumentacion en Aplicaciones Biomedicas. UNLP, 2004.[18] E.M. Spinelli, N. Martınez, M.A. Mayosky, and R. Pallas-Areny. A novel fully differential biopotential

amplifier with DC suppression. Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, 51(8):1444–1448, 2004.[19] USB Implementers Forum (USB-IF). U.S.B. Specification, Revision 2.0, 2000.[20] J. Webster. Medical instrumentation: application and design. Wiley-India, 2009.[21] B.B. Winter and J.G. Webster. Driven-right-leg circuit design. Biomedical Engineering, IEEE Transactions

on, (1):62–66, 1983.[22] R.F. Yazicioglu, C. Van Hoof, and R. Puers. Biopotential readout circuits for portable acquisition systems.

Springer Verlag, 2008.

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011