DEPARTAMENTO DE ENGENHARIA ELÉTRICA – DEE
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ENGENHARIA ELÉTRICA – PPGEEL
Formação: Mestrado Profissional em Engenharia Elétrica
DISSERTAÇÃO DE MESTRADO OBTIDA POR
ROGÉRIO MARTINS PEREIRA
DESENVOLVIMENTO DE UM SISTEMA DE ESPECTROSCOPIA
DE IMPEDÂNCIA ELÉTRICA MULTICANAL
DEPARTAMENTO DE ENGENHARIA ELÉTRICA – DEE
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ENGENHARIA ELÉTRICA – PPGEEL
Formação: Mestrado Profissional em Engenharia Elétrica
DISSERTAÇÃO DE MESTRADO OBTIDA POR
ROGÉRIO MARTINS PEREIRA
DESENVOLVIMENTO DE UM SISTEMA DE ESPECTROSCOPIA DE
IMPEDÂNCIA ELÉTRICA MULTICANAL
Apresentada em 30 / 07 / 2009 perante a Banca Examinadora:
Dr. Pedro Bertemes Filho – CCT/UDESC – (presidente / orientador) Dr. Aleksander Sade Paterno – CCT/UDESC (co-orientador)
Dr. Airton Ramos – CCT/UDESC
DEPARTAMENTO DE ENGENHARIA ELÉTRICA – DEE
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM ENGENHARIA ELÉTRICA – PPGEEL
DISSERTAÇÃO DE MESTRADO
Mestrando: Rogério Martins Pereira
Orientador: Prof. Dr. Pedro Bertemes Filho – CCT/UDESC – JOINVILLE Co-orientador: Prof. Dr. Aleksander Sade Paterno – CCT/UDESC – JOINVILLE
DESENVOLVIMENTO DE UM SISTEMA DE ESPECTROSCOPIA DE
IMPEDÂNCIA ELÉTRICA MULTICANAL
DISSERTAÇÃO APRESENTADA PARA OBTENÇÃO DO TÍTULO DE MESTRE EM ENGENHARIA ELÉTRICA DA UNIVERSIDADE DO ESTADO DE SANTA CATARINA, CENTRO DE CIÊNCIAS TECNOLÓGICAS – CCT, ORIENTADA PELO PROF. DR. PEDRO BERTEMES FILHO.
ELÉTRICA – PPGEEL
"DESENVOLVIMENTO DE UM SISTEMA DE ESPECTROSCOPIA DE
IMPEDÂNCIA ELÉTRICA MULTICANAL"
por
ROGÉRIO MARTINS PEREIRA
Essa dissertação foi julgada adequada para a obtenção do título de
MESTRE EM ENGENHARIA ELÉTRICA
na área de concentração "Automação de Sistemas", e aprovada em sua forma final pelo CURSO DE MESTRADO PROFISSIONAL EM ENGENHARIA ELÉTRICA
DO CENTRO DE CIÊNCIAS TECNOLÓGICAS DA UNIVERSIDADE DO ESTADO DE SANTA CATARINA
Dr. Pedro Bertemes Filho CCT/UDESC (presidente/orientador)
Banca Examinadora:
Joinville, 30 de julho de 2009
Dr. Aleksander Sade Paterno CCT/UDESC (co-orientador)
Dr. Airton Ramos CCT/UDESC
NOME: Rogério Martins Pereira.
DATA DEFESA: 30/07/2009.
LOCAL: Joinville, CCT/UDESC.
NÍVEL: Mestrado. Número de ordem: 11 – CCT/UDESC
FORMAÇÃO: Engenharia Elétrica
ÁREA DE CONCENTRAÇÃO: Automação de Sistemas.
TÍTULO: Desenvolvimento de um Sistema de Espectroscopia de Impedância Elétrica Multicanal.
PALAVRAS-CHAVE: Espectroscopia, Bioimpedância Elétrica, Instrumentação Virtual.
NÚMERO DE PÁGINAS: 115 p.
CENTRO/UNIVERSIDADE: Centro de Ciências Tecnológicas / UDESC. PROGRAMA: Pós-Graduação em Engenharia Elétrica – PPGEEL.
CADASTRO CAPES: 41002016012P0.
ORIENTADOR: Dr. Pedro Bertemes Filho.
PRESIDENTE DA BANCA: Dr. Pedro Bertemes Filho.
À Deus, que nem sempre me deu tudo o que eu queria, mas sempre me proveu de tudo o que precisava, na hora certa e na medida certa.
Aos meus pais, José Raimundo e Marta, que me ensinaram a nunca desistir diante das adversidades e à minha irmã Regiane, pela lealdade e carinho.
À minha esposa Priscila, por tamanha compreensão, apoio e amor demonstrados nesses quatro anos de casamento.
Ao professor Dr. Pedro Bertemes Filho, pela confiança e orientação para a realização deste trabalho.
Aos professores Dr. Aleksander Paterno, pela co-orientação e ensinamentos sobre processamento de sinais e Dr. Airton Ramos, pelos ensinamentos dentro e fora da sala de aula.
Aos amigos que ajudaram no desenvolvimento do trabalho, principalmente o mestre Rodrigo Stiz e os graduandos Jean Carlos Graf e Leandro Roberto Sacht.
O processo em Espectroscopia de Impedância Elétrica (EIE) para levantamento da impedância elétrica consiste na injeção de uma corrente CA de amplitude constante, ao longo de uma faixa de freqüência, através de dois eletrodos, na medição do potencial resultante e, então, no cálculo da impedância de transferência ZT. EIE é uma técnica usada na
determinação de patologias em tecidos biológicos através da análise dos parâmetros elétricos equivalentes do tecido. Estes parâmetros são obtidos através da medição da impedância de transferência do material analisado. O objetivo deste trabalho é desenvolver um sistema EIE multicanal, utilizado em sondas com até oito eletrodos, operando na faixa de freqüência de 500 Hz a 1 MHz. No circuito eletrônico do sistema foi desenvolvida uma fonte de corrente controlada por tensão e um sistema de multiplexação e demultiplexação. Através de uma placa de aquisição de dados, uma plataforma de controle foi desenvolvida em LabVIEW, dispondo de funções especiais para o cálculo da impedância complexa e dos parâmetros elétricos dos tecidos, para a calibração e o armazenamento dos dados. Também foi desenvolvida uma interface gráfica amigável para a manipulação dos dados e seleção dos canais de medição e apresentação dos sinais medidos em tempo real e no domínio da freqüência através do espectro da impedância ZT e das suas componentes: módulo e fase.
Testes foram realizados no sistema utilizando cargas puramente resistivas. Os resultados mostraram que o sistema EIE responde de maneira não linear com a freqüência. Após o processo de compensação, obteve-se uma exatidão de 95% na faixa de 500 Hz a 1 MHz. Medições em phantoms (circuitos equivalentes elétricos de tecidos) foram feitas, mostrando que seus respectivos parâmetros podem ser calculados com uma exatidão média de 95%. Utilizando uma sonda de eletrodos, o sistema “EIE+sonda” foi calibrado através de soluções salinas com condutividades na faixa de 1,0 a 10,0 mS/cm. Os resultados mostraram uma exatidão de 98% no cálculo das condutividades até 200 kHz. Medições feitas em leite de vaca mostraram que é possível identificar o seu teor de gordura. Medições em cinco amostras diferentes de tecido bovino foram feitas e seus respectivos parâmetros elétricos foram calculados. De maneira geral, o sistema EIE multicanal desenvolvido apresentou desempenho satisfatório, embora capacitâncias parasitas nos circuitos, no cabo da sonda e na placa de aquisição prejudicaram sua exatidão nas altas freqüências. Pode-se concluir que é de fundamental importância o uso de técnicas de compensação e calibração para que medições em tecidos biológicos sejam possíveis com este equipamento.
Over 40 years the Electrical Impedance Spectroscopy (EIS) has been used to investigate pathologies in biological tissues by analyzing its electrical properties and associate them to a tissue equivalent circuit model. The EIS technique consists of applying a multi-frequency current of constant amplitude by two electrodes, measuring the resulting potential by other two electrodes and then extract the electrical parameters from a tissue model by calculating the transfer impedance (ZT). The main objective of this work is to develop an EIS
multichannel system for impedance probes within the frequency range of 500 Hz to 1 MHz. A voltage controlled current source (VCCS) circuit and a fully controlled multiplexing system were developed. The potentials were measured by a Data Acquisition (DAQ) board. A software developed in LabVIEW was implemented in order to control and calibrate the hardware, and also to process the data in the calculation of the complex impedance and its electric tissue parameters. In order to present the data and to get an “easy-to-use” front panel, a graphical interface was developed. This allows one to select both injecting and measuring channels, to present the measured signal in real time and in the frequency domain, which can be chosen between the modulus and phase of the transfer impedance ZT. Preliminary tests were made in the hardware by using resistive loads. The results showed that the frequency response of the developed EIS multichannel system is band limited. Therefore, a compensation process technique was implemented and then fully tested. The results showed that the compensation technique increases the accuracy of the system to approximately 95% in the range of 500 Hz to 1 MHz, with resistive loads. Measurements in tissue equivalent circuits (phantoms) were made and its electrical tissue parameters were calculated. The results showed that the measured data can be easily fitted to the phantoms with a maximum error of 5%. Tissue impedances were measured by an electrode impedance probe. Firstly, the probe was calibrated by using saline solutions with conductivities from 1,0 to 10,0 mS/cm. The objective was to reconstruct the conductivities from measured data. The results showed an accuracy of 98% in the reconstruction within the frequency range of 500 Hz to 200 kHz. Second, measurements in five different samples of bovine tissue were made and their respective electrical parameters were calculated. In order to characterize the bovine tissue, the reactive part of the transfer impedance was plotted against the resistive part and their respective electric parameters were calculated. It can be concluded that the performance of the developed EIS multichannel system was achieved in the frequency range of 500 Hz to 200 kHz. Stray capacitances from the multiplexing system, cable capacitances and the input capacitance of the DAQ board reduced the system frequency range. However, feasible tissue data can be obtained by this system and so tissue characterization may be performed for pathologies identification.
Figura 1.1 - Caminho percorrido pela corrente dentro de um tecido (a) e de uma célula (b), onde ME é o meio extracelular, MI é o meio intracelular, AF é a alta freqüência e BF é a baixa freqüência. ... 19 Figura 1.2 - Circuito equivalente de um tecido biológico, onde Re é a resistência do meio extracelular, Ri é a resistência do meio intracelular, Rm é a resistência da membrana e Cm é a resistência da membrana (Webster 1990). ... 20 Figura 1.3 - Diagrama de impedância mostrando as dispersões Į, ȕ e Ȗ em função da
freqüência para o tecido muscular. ... 20 Figura 1.4 - Gráfico de impedância complexa de um tecido biológico, onde, Ȧ é a freqüência
angular (2ʌf), |Z|(Ȧ) é o módulo da impedância e ș(Ȧ) é a fase da impedância
(alterado de McAdmas e Jossinet, 1995). ... 21 Figura 1.5 - Modelos elétricos para o gráfico de Cole (a) versão paralelo e (b) versão série (alterado de McAdmas e Jossinet, 1995). ... 22 Figura 1.6 - Diagrama esquemático da medição bipolar, onde +I é a corrente injetada e -I é a corrente drenada ou de retorno da fonte de corrente. ... 23 Figura 1.7 - Diagrama da técnica de medição tetrapolar. ... 24 Figura 1.8 - Modelos de sondas de eletrodos: (a) sonda com eletrodos concêntricos, (b) sonda com eletrodos dispostos em anel, (c) sonda com eletrodos faceados e (d) sonda de eletrodos do tipo agulha (Grimnes e Martinsen, 2008). ... 24 Figura 1.9 - Diagrama de blocos de um sistema EIE básico. ... 25 Figura 1.10 - Câncer das células basais no rosto, (a) mostra o câncer diagnosticado e (b) a camada das células basais na pele (Adam, 2000). ... 26 Figura 1.11 - Sonda de eletrodos utilizada na caracterização de neoplasia cervical (Brown et al,2000). ... 28 Figura 2.1 - Diagrama esquemático do sistema EIE multicanal desenvolvido. ... 29 Figura 2.2 - Diagrama de blocos da placa de geração de sinais PCI-5401. ... 31 Figura 2.3 - Fonte de corrente bipolar do tipo Howland modificada, onde RSH1 e RSH2 são
corrente. ... 33
Figura 2.6 - Resposta da impedância de saída da fonte de corrente em função da freqüência. 34 Figura 2.7 - Sonda de eletrodos utilizada no trabalho(a) e vista transversal da sonda (b), onde D = 3,5 mm. ... 35
Figura 2.8 - Diagrama do circuito de multiplexação, onde E+ e E- são as conexões do canal diferencial de entrada, Cn1+ a Cn8+ e Cn1- a Cn8- são as conexões dos canais diferenciais de saída. ... 36
Figura 2.9 - Circuito elétrico equivalente da cada chave do CI 4066, onde CE= 8 pF, CS= 8 pF, CAES= 0,5 pF e RSE= 125 ȍ. ... 36
Figura 2.10 - Diagrama esquemático da lógica do conversor serial paralelo MC74HC595. ... 37
Figura 2.11 - Diagrama de funcionamento do MUX mostrando a seleção do canal Cn3, onde D é comando de deslocamento e M é o comando de memorização. ... 38
Figura 2.12 - Circuito equivalente elétrico de um canal diferencial do multiplexador. ... 39
Figura 2.13 - Espectro de corrente na carga com e sem multiplexador, usando uma carga de 1 Kȍ. ... 39
Figura 2.14 - Circuito esquemático equivalente de um canal dos circuitos MUX e DEMUX do sistema EIE. ... 40
Figura 2.15 - Módulo da corrente na carga com e sem os circuitos MUX e DEMUX. ... 40
Figura 2.16 Diagrama de blocos de uma entrada analógica da placa PCI6133, onde +A1 e -A1 são os terminais de entrada do canal diferencial. ... 41
Figura 2.17 - Resposta em freqüência da placa de aquisição PCI-6133. ... 42
Figura 2.18 - Diagrama de blocos da placa de circuito impresso desenvolvida no trabalho. .. 43
Figura 3.1 - Visão geral da plataforma de controle do sistema EIE... 47
Figura 3.2 - Tela principal da interface gráfica do sistema EIE. ... 47
Figura 3.3 - Fluxograma da função de geração de sinais. ... 48
Figura 3.4 - Fluxograma da função de aquisição de sinais. ... 49
Figura 3.5 - Fluxograma da função de variação de freqüência. ... 50
Figura 3.6 - Janela de configuração de medição. ... 51
Figura 3.10 - Módulo da impedância ZL calculada em função da freqüência, usando ZL=R=
100. ... 53
Figura 3.11 - Gráfico de impedância complexa. ... 54
Figura 3.12 - Tela dos parâmetros calculados através de ajuste. ... 54
Figura 3.13 - Janela de configuração da calibração. ... 55
Figura 3.14 - Janela de salvamento de dados. ... 56
Figura 4.1 - Experimento realizado para levantamento da banda do gerador de sinais. ... 57
Figura 4.2 - Resposta em freqüência da tensão gerada pela placa PCI-5401... 58
Figura 4.3 - Diagrama de ligação do teste da placa PCI-6133 em um dos canais. ... 58
Figura 4.4 - Comparação da resposta da placa PCI-5401 medida pelo osciloscópio e pela placa PCI-6133. ... 59
Figura 4.5 - Erro de amplitude do sinal medido pela placa de aquisição PCI-6133. ... 59
Figura 4.6 - Fase do sinal da placa geradora medido pela placa DAQ. ... 60
Figura 4.7 - Diagrama de medição da impedância de saída da fonte de corrente, onde +I é a injeção e -I é o dreno da corrente. ... 61
Figura 4.8 - Impedância de saída da fonte de corrente em função da freqüência. ... 61
Figura 4.9 - Estabilidade da impedância de saída da fonte de corrente medida em 100 kHz. . 62
Figura 4.10 - Resposta em freqüência da corrente de saída da fonte para resistores de 51 a 5 k. ... 63
Figura 4.11 - Valores de corrente de saída para cargas resistivas aplicando coeficientes de compensação. ... 64
Figura 4.12 - Corrente de saída para cargas de 51 a 5 k na freqüência de 1 MHz. ... 65
Figura 4.13 - Diagrama da ligação para medição da tensão na carga e no resistor shunt. ... 65
Figura 4.14 - Impedâncias calculadas pelas medições da tensão e da corrente em cargas resistivas. ... 66
Figura 4.15 - Impedância medida após a calibração polinomial para cargas até 1 k. ... 67
Figura 4.19 - Amplitude de tensão medida em todos os canais para uma carga de 1 k ligada
no canal 4. ... 69
Figura 4.20 - Phantom de resistores usado no teste de reciprocidade... 70
Figura 4.21 - Circuito resultante da seleção do canal Cn1 do MUX. ... 70
Figura 4.22 - Medição no phantom de resistores injetando corrente no canal 3. ... 72
Figura 4.23 - Média das medições no phantom de resistores injetando corrente em todos os canais. ... 73
Figura 4.24 - Desvio padrão das medições no phantom de resistores injetando corrente em todos os canais. ... 73
Figura 4.25 - Diagrama de ligação para medição de cargas resistivas utilizando MUX e DEMUX. ... 74
Figura 4.26 - Impedâncias calculadas pela medição em cargas resistivas com e sem MUX e DEMUX. ... 74
Figura 4.27 - Fase do sinal medidos em cargas resistivas com e sem MUX e DEMUX. ... 75
Figura 4.28 - Diagrama da ligação utilizada para a medição de phantoms. ... 76
Figura 4.29 - Módulo da impedância calculada pelas medições em um phantom de tecido muscular. ... 76
Figura 4.30 Fase da impedância calculada pelas medições em um phantom de tecido muscular. ... 76
Figura 4.31 - Componente real da impedância calculada pelas medições em um phantom de tecido muscular. ... 77
Figura 4.32 - Componente imaginária da impedância calculada pelas medições em um phantom de tecido muscular. ... 77
Figura 4.33 - Impedância complexa das medições em um phantom de tecido muscular. ... 78
Figura 5.1 - Vista transversal da disposição dos eletrodos da sonda utilizada, onde D= 3,5 mm e d= 5 mm. ... 80
Figura 5.2 - Diagrama da conexão do sistema EIE com a sonda de eletrodos... 81
Figura 5.6 - Módulo da tensão medida nos canais 1 e 5 durante teste de reciprocidade. ... 83
Figura 5.7 - Fase medida nos canais 1 e 5 durante teste de reciprocidade. ... 83
Figura 5.8 - Impedância de transferência medida em soluções aquosas. ... 85
Figura 5.9 - Medição de condutividade em soluções aquosas. ... 85
Figura 5.10 - Fase da impedância de transferência das soluções salinas. ... 86
Figura 5.11 - Espectro da impedância de transferência medida em três tipos de leite pela sonda de eletrodos. ... 86
Figura 5.12 - Módulo da impedância de transferência medida na amostra de músculo bovino na direção longitudinal. ... 87
Figura 5.13 - Fase da impedância de transferência medida na amostra de músculo bovino na direção longitudinal. ... 88
Figura 5.14 - Impedância de transferência complexa medida na amostra de músculo bovino na direção longitudinal. ... 88
Figura 5.15 - Módulo compensado da impedância de transferência medida na amostra de músculo bovino na direção longitudinal. ... 89
Figura 5.16 - Fase compensada da impedância de transferência medida na amostra de fígado bovino na direção longitudinal. ... 89
Figura 5.17 - Impedância de transferência complexa compensada da amostra de músculo bovino na direção longitudinal. ... 90
Figura 5.18 - Impedância de transferência complexa da amostra de músculo bovino na direção longitudinal obtida por ajuste. ... 91
Figura 5.19 - Medição realizada em uma amostra de beef. ... 91
Figura 5.20 - Impedância de transferência complexa da amostra de músculo bovino na direção transversal obtida por ajuste. ... 92
Figura 5.21 - Impedância de transferência complexa da amostra de coração obtida por ajuste. ... 93
Figura 5.22 - Impedância de transferência complexa da amostra de beef obtido por ajuste. ... 93
INTRODUÇÃO ... 16
1 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA ... 18
1.1 BIOIMPEDÂNCIA ... 18
1.2 DEPENDÊNCIA DA FREQÜÊNCIA ... 19
1.3 ANISOTROPIA ... 20
1.4 BIOIMPEDÂNCIA COMPLEXA ... 21
1.5 MODELOS ELÉTRICOS ... 22
1.6 MEDIÇÃO DA IMPEDÂNCIA DO TECIDO ... 23
1.7 SONDAS DE ELETRODOS ... 24
1.8 INSTRUMENTAÇÃO EM EIE ... 25
1.9 APLICAÇÕES DA TÉCNICA EIE ... 25
1.9.1 Carcinoma de células basais ... 26
1.9.2 Isquemia gástrica ... 27
1.9.3 Neoplasia cervical ... 27
2 DESENVOLVIMENTO DOS CIRCUITOS DO SISTEMA ... 29
2.1 SISTEMA EIE MULTICANAL: DESCRIÇÃO ... 29
2.2 SISTEMA DE GERAÇÃO DE SINAIS ... 30
2.3 FONTE DE CORRENTE CONTROLADA POR TENSÃO ... 31
2.4 SONDA DE ELETRODOS ... 34
2.5 CIRCUITO DE MULTIPLEXAÇÃO ... 35
2.6 AQUISIÇÃO DE SINAIS ... 41
2.7 PROTÓTIPO DESENVOLVIDO ... 42
3 PLATAFORMA GRÁFICA LABVIEW ... 45
3.1 INSTRUMENTAÇÃO VIRTUAL ... 45
3.2 PLATAFORMA DE CONTROLE ... 46
3.3 GERAÇÃO DE SINAIS ... 48
3.4 AQUISIÇÃO DE DADOS ... 48
3.5 VARIAÇÃO DA FREQÜÊNCIA ... 49
3.6 SELEÇÃO DE CANAIS ... 50
4 TESTES DE DESEMPENHO DO SISTEMA ... 57
4.1 GERADOR DE SINAIS ... 57
4.2 PLACA DE AQUISIÇÃO DE DADOS ... 58
4.3 FONTE DE CORRENTE ... 60
4.4 CIRCUITOS DE MULTIPLEXAÇÃO ... 68
4.5 MEDIÇÕES EM PHANTOMS ... 75
5 MEDIÇÕES COM SONDA DE ELETRODOS ... 80
5.1 SONDA DE ELETRODOS ... 80
5.2 MEDIÇÕES EM SOLUÇÕES SALINAS ... 81
5.2.1 Medições preliminares ... 81
5.2.2 Teste de reciprocidade ... 82
5.2.3 Calibração da sonda ... 84
5.3 MEDIÇÕES EM LEITE BOVINO ... 86
5.4 MEDIÇÕES IN-VITRO EM TECIDOS ... 87
6 DISCUSSÕES E CONCLUSÃO ... 94
6.1 DESEMPENHO DOS CIRCUITOS ... 94
6.2 TESTES EM PHANTOMS ... 95
6.3 MEDIÇÕES DA SONDA DE ELETRODOS ... 96
6.4 CONCLUSÃO ... 96
6.5 TRABALHOS FUTUROS ... 97
REFERÊNCIAS ... 98
ANEXO A - PROTÓTIPO DESENVOLVIDO ... 101
ANEXO B - CORRENTE DE SAÍDA DA FONTE PARA CARGAS RESISTIVAS ... 102
ANEXO C - IMPEDÂNCIA CALCULADA PARA CARGAS RESISTIVAS ... 103
ANEXO D - TESTE DE CROSSTALK MUX/DEMUX ... 104
ANEXO E - MEDIÇÕES NO PHANTOM DE RESISTORES ... 106
INTRODUÇÃO
Nas últimas décadas, a espectroscopia de impedância elétrica (EIE) tem sido empregada na detecção e investigação de células cancerígenas. Entre os vários métodos existentes, EIE é considerado rápido, de baixo custo, prático, eficiente e não-invasivo (Bertemes, 2002). A utilização do método EIE na detecção e separação entre tecidos superficiais normais e cancerígenos já tem mostrado bons resultados (Brown et al, 1999, González Correa et al, 2003).
Uma das técnicas mais usadas em EIE consiste na aplicação de uma corrente alternada multi-frequencial, de amplitude constante, no tecido analisado por meio de dois eletrodos e na medição da diferença de potencial por outros dois eletrodos. O objetivo é calcular as propriedades elétricas do tecido através da impedância de transferência (ZT), que é a razão entre a diferença de potencial medida nos eletrodos e a corrente aplicada no tecido (McDonald, 1987). Os eletrodos utilizados são normalmente fabricados em ouro, podendo ser dispostos em sondas elétricas de forma a fazer contato com o tecido sob estudo.
Para interpretar corretamente a impedância (ZT) medida pela sonda é necessário conhecer o comportamento do tecido saudável como padrão de referência na medição. Para tanto, deve ser usada uma modelagem elétrica equivalente ao tecido biológico. Um dos obstáculos desta técnica é a alta impedância pele/eletrodo, que tem grande variabilidade entre pacientes e entre diferentes partes do corpo (Grimnes e Martinsen, 2008). Para minimizar este problema é necessária uma calibração adequada, que garanta uma boa correlação dos valores medidos pelo sistema EIE.
O objetivo geral deste trabalho é desenvolver um sistema de espectroscopia de impedância elétrica que possa mostrar em tempo real o espectro de impedância do material biológico sob estudo, sua condutividade elétrica e, também, suas propriedades elétricas calculadas através de um modelo equivalente elétrico. O objetivo geral pode ser subdivido especificamente em:
•Desenvolver uma fonte de corrente controlada por tensão operando na faixa de
500 Hz a 1 MHz;
•Desenvolver um sistema de multiplexação e demultiplexação que permita a
utilização de uma sonda de oito eletrodos;
•Desenvolver uma plataforma de visualização gráfica dos parâmetros elétricos
•Desenvolver um sistema de calibração para a sonda de eletrodos e de
compensação para o circuito de aquisição dos sinais;
•Investigar os parâmetros elétricos de alguns materiais biológicos.
Este trabalho está dividido em seis partes: fundamentação teórica, desenvolvimento dos circuitos, desenvolvimento da interface gráfica, levantamento do desempenho do sistema EIE, medições em materiais biológicos e discussões e conclusões.
O primeiro capítulo mostra os conceitos do trabalho, o histórico da espectroscopia de impedância elétrica, o estado da arte, as principais aplicações, os problemas da técnica e os estudos em andamento.
No segundo capítulo são mostrados os componentes utilizados na elaboração dos circuitos do sistema, os diagramas e o princípio de funcionamento de cada circuito.
Já no terceiro capítulo, é apresentada a técnica de instrumentação virtual aplicada neste trabalho, onde cada tela de interface gráfica implantada é mostrada e suas características são exibidas.
O quarto capítulo mostra os testes realizados no gerador de funções, na fonte de corrente, no sistema de multiplexação/demultiplexação e na placa de aquisição de dados. Além disso, testes de funcionalidade foram feitos nos programas de controle dos circuitos e nos programas de tratamento dos sinais medidos.
Os resultados dos testes realizados pela sonda de eletrodos em materiais biológicos são mostrados no quinto capítulo, bem como medições de condutividade em soluções salinas.
1 FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
Este capítulo apresenta os conceitos empregados na espectroscopia de impedância elétrica, as pesquisas na área, as técnicas de medição utilizadas e algumas aplicações. Nas primeiras cinco seções são apresentados: o conceito de bioimpedância, o comportamento dos materiais biológicos e a relação desse comportamento com circuitos elétricos. Em seguida, são apresentadas as principais práticas de medição e equipamentos utilizados e finalmente são apresentadas algumas aplicações da técnica EIE.
1.1 BIOIMPEDÂNCIA
A bioimpedância trata de uma propriedade elétrica passiva dos tecidos biológicos na presença de um campo elétrico, excitado por uma corrente elétrica CA. Alguns autores utilizam o termo bioimitância (Grimnes e Martinsen, 2008), sendo a representação geral da impedância e do seu inverso (admitância).
O comportamento elétrico dos tecidos biológicos depende da freqüência e pode ser modelado pelo equivalente de um condutor perfeito e um dielétrico perfeito. Embora apresente alta constante dielétrica, em freqüências inferiores a 100 kHz predomina a corrente de condução. Em freqüências maiores, a corrente de deslocamento começa a aparecer e pode predominar (Grimnes e Martinsen, 2008). Assim, a impedância do tecido possui uma contribuição devido à condutividade e outra devido à polarização elétrica do meio.
Os tecidos biológicos são formados por células com características semelhantes envoltas por um líquido eletrolítico. As células são combinações de moléculas organizadas de forma precisa e compostas por diversos componentes químicos. Dentre esses existem componentes inorgânicos como águas e sais inorgânicos e componentes orgânicos como ácidos, carboidratos, lipídios e proteínas. Desse total, aproximadamente 80% correspondem a água e 3% a sais inorgânicos. Esse conjunto de componentes é revestido pela membrana. Esta membrana é semipermeável, permitindo assim o transporte de substâncias entre os meios intracelular e extracelular. A membrana plasmática, como também é conhecida, é composta por duas camadas de lipídios entre as quais estão inseridas moléculas protéicas (Guyton e Hall, 2006).
(Pethig, 1984). Os meios extracelular e intracelular, por outro lado, devido a grande presença de água e sais, apresentam comportamento tipicamente de condutores eletrolíticos. O tecido cervical, por exemplo, apresenta resistividade de 0,7 ȍ-m para o meio intracelular e 1,1 ȍ-m para o meio extracelular (Walker et al 2000).
1.2 DEPENDÊNCIA DA FREQÜÊNCIA
As propriedades elétricas de um tecido podem ser descritas considerando que em baixas freqüências a corrente elétrica passa somente pelo meio extracelular e em altas freqüências a corrente passa tanto pelo meio intracelular quanto pelo meio extracelular. As propriedades da membrana celular determinam o fluxo de corrente no interior da célula (Grimnes e Martinsen, 2008). A Figura 1.1 mostra o caminho percorrido pela corrente em função da freqüência para o tecido (a) e para a célula (b).
A impedância elétrica em tecidos biológicos diminui com o aumento da freqüência da corrente que percorre o interior do tecido. Esse comportamento se dá devido à presença da membrana celular que se comporta como um capacitor. A Figura 1.2 mostra um circuito equivalente elétrico de um tecido biológico.
Figura 1.1 - Caminho percorrido pela corrente dentro de um tecido (a) e de uma célula (b), onde ME é o meio extracelular, MI é o meio intracelular, AF é a alta freqüência e BF é a baixa freqüência.
Figura 1.2 - Circuito equivalente de um tecido biológico, onde Re é a resistência do meio extracelular, Ri é a
resistência do meio intracelular, Rm é a resistência da membrana e Cm é a resistência da membrana
(Webster 1990).
A Figura 1.3 mostra as principais dispersões em função da freqüência para o tecido muscular (Duck, 1990).
Figura 1.3 - Diagrama de impedância mostrando as dispersões Į, ȕ e Ȗ em função da freqüência para o tecido
muscular.
1.3 ANISOTROPIA
Na prática, o tecido não é homogêneo e isotrópico. A maioria dos tecidos biológicos apresenta condutividades diferentes em diferentes direções de medição. Foster et al (1989) concluíram que o tecido muscular exibe uma extrema anisotropia principalmente na faixa de freqüências da dispersão Į. O músculo esquelético apresenta uma condutividade na direção da fibra (longitudinal) muito maior que na direção perpendicular (Plonsey et al, 1969).
1.4 BIOIMPEDÂNCIA COMPLEXA
Uma forma de representar as medições de tecidos biológicos é mostrar os dados de impedância em sua forma complexa. Conhecido por alguns autores como Gráfico de Cole, esta representação é muito utilizada na caracterização de tecidos. Para a maioria dos tecidos, quando a resistência equivalente R e a reatância equivalente XC são mostradas em um gráfico,
o resultado é um arco como o mostrado na Figura 1.4 (McAdmas e Jossinet, 1995).
Para um circuito ideal (com componentes elétricos) o gráfico mostraria um arco com o centro localizado sobre o eixo real (R). Na prática, o centro se localiza abaixo do eixo real, sendo essa “depressão” expressa em termos do ângulo ĭ. O arco intercepta o eixo real em dois pontos: um em baixas freqüências, indicado no gráfico como R0, e o segundo em altas freqüências, indicado por R.
Figura 1.4 - Gráfico de impedância complexa de um tecido biológico, onde, Ȧ é a freqüência angular (2ʌf),
|Z|(Ȧ) é o módulo da impedância e ș(Ȧ) é a fase da impedância (alterado de McAdmas e Jossinet,
1995).
O comportamento mostrado na Figura 1.4 pode ser equacionado empiricamente (equação 1.1), segundo proposta de Cole (1940), quando descreve a impedância complexa em certos tecidos biológico.
( )
(
)
(
)
1 Į 0j
Ȧ
1
R
R
R
Ȧ
Z
∞−∞
+
−
+
=
τ
(1.1)onde R é a impedância em alta freqüência, R0 é a impedância em baixa freqüência, IJ é a
O parâmetro Į varia entre 0 e 1. Quando Į é igual a 0, o gráfico da impedância é um arco com o centro no eixo real e o ângulo de depressão ĭ é 90º. Quando Į é maior do que 0, o arco tem o centro abaixo do eixo real e o ângulo ĭ é menor que 90º.
1.5 MODELOS ELÉTRICOS
A impedância complexa descrita na equação (1.1) pode ser representada pelos circuitos mostrados na Figura 1.5. Para obter resposta semelhante, os valores dos componentes são diferentes para cada circuito.
Figura 1.5 - Modelos elétricos para o gráfico de Cole (a) versão paralelo e (b) versão série (alterado de McAdmas e Jossinet, 1995).
O circuito mostrado na Figura 1.5(a), conhecido como versão paralela, é equivalente a equação (1.1) desde que, RP = R0 e RS seja dada pela equação (1.2).
(
∞)
∞ =
R -R
R R R
0 0
S (1.2)
Já para o circuito a Figura 1.5(b), conhecido como versão série, a equação (1.1) torna-se equivalente quando RS = R e RP = R0 - R. O componente Zcpa é uma impedância com ângulo de fase constante, ou seja, é uma associação de resistores e capacitores, ambos dependentes da freqüência, de modo que o ângulo de fase entre eles seja constante.
modelo elétrico equivalente da pele, onde RS representa o tecido mais profundo e a pele é a associação de RP e ZCPA (Grimnes e Martinsen, 2008).
1.6 MEDIÇÃO DA IMPEDÂNCIA DO TECIDO
A medição pode ser realizada nos próprios eletrodos de injeção de corrente (técnica bipolar) ou em outro par de eletrodos (técnica tetrapolar).
Na técnica bipolar o mesmo par de eletrodos é utilizado na injeção de corrente e para medir a diferença de potencial resultante. A Figura 1.6 mostra a técnica bipolar, onde FCCT significa fonte de corrente controlada por tensão. Nesta técnica as medições sofrem influencias da impedância de contato tecido-eletrodo.
Figura 1.6 - Diagrama esquemático da medição bipolar, onde +I é a corrente injetada e -I é a corrente drenada ou de retorno da fonte de corrente.
Já a técnica tetrapolar utiliza dois pares de eletrodos: um para injetar a corrente no material e outro para medir a diferença de potencial. A técnica tetrapolar é relativamente insensível a mudanças na impedância tecido-eletrodo tanto para os eletrodos de injeção de corrente quanto para os de medição de tensão (Ragheb et al, 1992). A Figura 1.7 mostra a maneira de ligação da técnica tetrapolar.
Figura 1.7 - Diagrama da técnica de medição tetrapolar.
1.7 SONDAS DE ELETRODOS
Na técnica EIE são utilizados eletrodos para conectar os circuitos eletrônicos no material a ser estudado. Os circuitos eletrônicos são ligados através de cabos coaxiais ou triaxiais aos eletrodos, e esses fazem contato com o material. As cargas que fluem através dos fios são elétrons e as cargas que fluem nos tecidos biológicos são íons. O eletrodo tem como objetivo efetuar a conversão de cargas de elétrons para íons e vice-versa (Grimnes e Martinsen, 2008).
Os eletrodos podem ser fabricados de diversos materiais, tais como: cloreto de prata, ouro, platina e aço inox. Os eletrodos podem estar dispostos em sondas de diversos modelos, de acordo com a aplicação. A Figura 1.8 mostra alguns tipos de sondas de eletrodos aplicadas em EIE.
1.8 INSTRUMENTAÇÃO EM EIE
A Figura 1.9 mostra o diagrama de blocos de um sistema EIE básico.
Figura 1.9 - Diagrama de blocos de um sistema EIE básico.
A tensão de entrada da fonte de corrente é um gerador de ondas senoidais, onde a amplitude é constante na faixa de freqüência de 500 Hz a 1 MHz.
Na medição do sinal é utilizado um amplificador de instrumentação, possibilitando alto ganho de tensão e rejeição de modo comum. Após a amplificação, o sinal é digitalizado e processado pelo sistema de controle.
Em sistemas EIE multicanal é necessário um sistema de multiplexação/ demultiplexação que, por sua vez, permite a seleção do par de eletrodos de injeção de corrente e do par de medição do potencial. Portanto, pode-se alterar a geometria da medição e selecionar a forma da medição mais adequada para cada caso.
O sistema de controle é responsável pelo gerador de tensão de entrada, pela multiplexação/demultiplexação e pela digitalização do sinal no conversor A/D. Além disso, no sistema de controle, o sinal é processado por algoritmos com funções de filtros, calibração, modelagem, entre outros. De acordo com a tecnologia empregada no sistema de controle, pode-se utilizar interface gráfica para a visualização de vários dados relevantes do sistema EIE, como por exemplo: impedância de transferência em tempo real ou no domínio da freqüência; impedância complexa; parâmetros elétricos do material sob estudo.
1.9 APLICAÇÕES DA TÉCNICA EIE
2006), na engenharia civil para a caracterização dielétrica de cerâmicas (Gênova et al, 2009), na agropecuária para a detecção de pesticidas em água (Pizzolato et al, 2006), entre outras.
A maior aplicação da técnica EIE está na engenharia biomédica. Certas patologias alteram as características elétricas das células do tecido, podendo ser medidas através da técnica EIE. Com base em medições de tecidos em condições saudáveis é possível detectar tais patologias, como é o caso do câncer.
O câncer é um grupo de doenças que afetam a produção celular. A divisão desnecessária de células pode formar tumores que, se malignos, podem destruir outras células e tecidos (Guyton e Hall, 2006). Sendo o tumor uma região alterada do tecido, um aglomerado de células fora de suas funções metabólicas normais, a técnica EIE pode ser usada para sua detecção e caracterização. Outras alterações em células e tecidos podem ser detectadas, tais como: a desidratação de uma determinada região do tecido faria aumentar a resistência extracelular; a redução exagerada da impedância capacitiva indicaria a redução da espessura da membrana celular ou até mesmo a morte das células.
1.9.1 Carcinoma de células basais
O câncer de célula basal é a forma mais comum de câncer de pele, representando cerca de 75 % de todos os cânceres de pele. Sua incidência vem aumentando de forma importante. Mais de 90% dos cânceres de pele de célula basal ocorrem em áreas expostas ao sol ou a outro tipo de radiação ultravioleta. Essa é considerada a principal causa de câncer de pele (Adam, 2000). A Figura 1.10 mostra um exemplo de câncer de célula basal no rosto.
Figura 1.10 - Câncer das células basais no rosto, (a) mostra o câncer diagnosticado e (b) a camada das células basais na pele (Adam, 2000).
com o carcinoma. Os resultados mostraram alteração nos parâmetros comparados com as medições em células sadias, mostrando assim a eficiência do método.
1.9.2 Isquemia gástrica
Isquemia é a falta de oxigenação para um determinado tecido. Essa doença é causada pela redução ou ausência de fluxo de sangue no tecido. Segundo Fiddian-Green (1998) a mucosa gastrointestinal é o primeiro tecido afetado pelos mecanismos de compensação do corpo em caso de insuficiência de bombeamento de sangue e, conseqüentemente, oxigênio.
Esse quadro pode ser observado em pacientes de cirurgias cardiovasculares, pois há alteração no fluxo sangüíneo, causando a hipoperfusão gástrica e a redução do fluxo de sangue no órgão. Em 2005 Beltran et al efetuou medições da impedância na parede gástrica em pacientes que tinham passado por cirurgias cardiovasculares diversas. O objetivo era determinar se a isquemia causa alteração na impedância do tecido gástrico. Neste trabalho foi utilizado uma sonda de quatro eletrodos em forma de anel e uma corrente com densidade de 1mA/cm2 na faixa de 215 Hz a 1 MHz. Os resultados mostraram considerável distinção dos valores medidos em função da situação dos pacientes, permitindo separá-los em três grupos: pacientes sem isquemia, pacientes com nível baixo de isquemia e pacientes com nível elevado de isquemia.
1.9.3 Neoplasia cervical
Mais conhecido como câncer do colo de útero, a neoplasia cervical é o terceiro tipo de câncer mais comuns entre as mulheres, cerca de 2,5% da população acima dos quarenta anos irão desenvolver algum tipo de câncer cervical. A causa desse tipo de câncer é desconhecida, porém ele é precedido por uma doença conhecida como neoplasia intraepitelial cervical (NIC). Isto permite um tratamento pré-câncer se diagnosticado em tempo hábil.
Figura 1.11 - Sonda de eletrodos utilizada na caracterização de neoplasia cervical (Brown et al,2000).
2 DESENVOLVIMENTO DOS CIRCUITOS DO SISTEMA
Este capítulo tem como objetivo mostrar os circuitos utilizados no desenvolvimento do sistema EIE. Na primeira seção é apresentada uma descrição geral do sistema EIE, bem como a função de cada subsistema. Nas seções subseqüentes, é descrito o funcionamento dos circuitos de geração de sinal, fonte de corrente, multiplexação/demultiplexação e aquisição de sinais.
2.1 SISTEMA EIE MULTICANAL: DESCRIÇÃO
A Figura 2.1 mostra o diagrama do sistema EIE desenvolvido, onde VSS é a tensão
senoidal de saída da placa geradora de sinais, FCCT é a fonte de corrente controlada por tensão, I1 a I8 são correntes de saída (os símbolos “+” e “-” representam respectivamente
injeção e dreno de corrente), V1 a V8 são tensões de entrada diferenciais que, por sua vez, são
representados pelos símbolos “+” e “-”e DAQ é a placa de aquisição de sinais.
Figura 2.1 - Diagrama esquemático do sistema EIE multicanal desenvolvido.
A tensão de entrada da fonte de corrente é fornecida por um gerador de sinais senoidais multifrequenciais, cuja freqüência é selecionada durante a medição. Neste trabalho, o gerador escolhido deve possui estabilidade na amplitude na faixa de freqüência de 500 Hz a 1 MHz.
A fonte de corrente converte a tensão VSS em uma corrente senoidal que, por sua vez,
por sua vez, é flutuante. Deve também, possuir uma alta impedância de saída, o que garante uma boa resposta em freqüência (Bertemes, 2002).
Como o objetivo do trabalho é desenvolver um sistema multicanal, é necessário um circuito de multiplexação para selecionar o par de eletrodos para a injeção da corrente e outro par de eletrodos para a medição da diferença de potencial resultante.
O sistema de medição é do tipo diferencial, pois apresenta alta rejeição de modo comum, baixo ruído, alta impedância de entrada e um alto produto ganho-banda.
2.2 SISTEMA DE GERAÇÃO DE SINAIS
A entrada da fonte de corrente é um sinal de tensão senoidal com amplitude constante e freqüência variável. Este sinal é fornecido pelo dispositivo PCI-5401 (National Instruments) que, por sua vez, é uma placa geradora de sinais arbitrários. Conectada ao computador através do barramento PCI, permite a parametrização do sinal gerado através de uma interface gráfica dedicada ou através de programas desenvolvidos em linguagem gráfica LabVIEW.
Esta placa é capaz de gerar sinais de onda quadrada, triangular, rampa, TTL (transistor-transistor logic) e senoidal, através de um canal de saída com resolução de 12 bits. Para sinais senoidais, a freqüência do sinal pode chegar a 16 MHz. A impedância de saída é selecionável de 50 ou 75 , com uma tensão máxima de saída de 10 Vp (pico). Através de
uma entrada PLL (phase-locked loop) é possível sincronizar a placa geradora de sinais com uma referência externa.
Através da interface gráfica que acompanha a placa, é possível selecionar todos os parâmetros do sinal a ser gerado, tais como: amplitude, freqüência, offset e tipo de onda. Existem ainda funções avançadas, tais como: programação de seqüência de sinais com tempo determinado, construção de uma forma de onda específica e salvamento ou carregamento de arquivos contendo dados para geração de formas de onda.
As funções realizadas pela interface gráfica são também programáveis através de funções do LabVIEW – um programa desenvolvido em linguagem de programação gráfica que será mostrado no próximo capítulo.
resolução. Além disso, a DDS possui estabilidade em relação à temperatura e freqüência e velocidade quanto à mudança nos valores de freqüência e amplitude do sinal.
A Figura 2.2 mostra o diagrama de blocos da placa geradora de sinais PCI-5401.
Figura 2.2 - Diagrama de blocos da placa de geração de sinais PCI-5401.
Os dados gerados pela DDS são interpolados por um filtro digital de meia banda e, então, são convertidos para analógico em alta velocidade (40 MHz). Após a conversão, o sinal analógico é filtrado e disponibilizado na saída da placa.
2.3 FONTE DE CORRENTE CONTROLADA POR TENSÃO
A maioria das fontes de corrente utilizadas em sistemas EIE multi-frequenciais são do tipo espelho de corrente ou circuito Howland (Bertemes, 2002).
Neste trabalho a fonte de corrente utilizada é do tipo Howland bipolar modificada (LU, 1997; BERTEMES, 2002). Neste tipo de fonte a carga é flutuante, ou seja, ela não é conectada ao terra analógico do circuito. A Figura 2.3 mostra a fonte de Corrente Controlada por Tensão (CCT) desenvolvida para este trabalho. A corrente de saída do circuito Howland modificado pode ser calculada através da equação (2.1)(BERTEMES, 2002).
(
)
(
)
CSS 2 C 0 C X r V r R X r V X I + + + ⋅ + ⋅ − = + (2.1)
onde V0 é a tensão na saída da fonte e XC é a reatância capacitiva que impede a passagem de
Figura 2.3 - Fonte de corrente bipolar do tipo Howland modificada, onde RSH1 e RSH2 são resistores shunts para
a medição das correntes +I e -I, respectivamente, e Z representa a impedância da carga biológica.
Assumindo que a reatância capacitiva XC não tem efeito significativo no cálculo da
corrente de saída, +I é dada por Vss/r. Na prática, o capacitor C (2 µF) é usado para bloquear tensões de offset na malha de realimentação positiva do amplificador operacional, evitando assim problemas de saturação. A corrente de saída -I possui amplitude -Vss/r e fase 180 º em relação a corrente +I.
Os resistores R e r foram de 47 e 1 k, respectivamente. A tensão VSS é fornecida pela
placa geradora de sinais com amplitude constante de 1 Vp (volt de pico) na faixa de freqüência de 500 Hz a 1 MHz. Portanto, a corrente de saída da fonte é de 1 mAp (miliampere de pico).
Na saída da fonte CCT foram conectados os shunts RSH1 e RSH2. A corrente de saída da
fonte é medida indiretamente através da queda de tensão nestes resistores.
Um aspecto importante a ser observado no desenvolvimento da fonte de corrente Howland está nos amplificadores operacionais utilizados, estes devem possuir um produto ganho-banda maior que 50 MHz (ganho 50 na freqüência de 1 MHz), baixa tensão de offset e devem trabalhar com alimentação simétrica. O circuito da fonte CCT deste trabalho foi desenvolvido com amplificadores operacionais AD828 (Analog Devices).
O circuito da fonte de corrente mostrado na Figura 2.3 foi simulado em PSPICE (Orcad 10.5), usando RSH1=RSH2= 100 e Z= 800. O módulo da corrente de saída em
aumento de 1,4% na corrente que, por sua vez, pode ser explicado pela resposta em freqüência do amplificador operacional AD828.
Figura 2.4 - Resposta em freqüência da corrente de saída da fonte obtida através de simulação em PSPICE.
Uma característica importante da fonte de corrente é o valor da impedância de saída, já que este parâmetro influencia diretamente a resposta em freqüência da fonte. Para simular a impedância de saída da fonte de corrente, foi utilizado o diagrama esquemático mostrado na Figura 2.5.
Figura 2.5 - Diagrama esquemático da simulação para medir a impedância de saída da fonte, onde ICA é a corrente de saída de uma fonte de corrente ideal, IR é a corrente na carga R e IZs é a corrente de fuga entre os terminais de saída da fonte de corrente.
O valor da impedância de saída ZS é obtido segundo a equação (2.2), onde VR é a
Zs R S
I
V
Z
=
(2.1)O valor da amplitude da corrente ICA injetada no circuito é de 1 mAp e o resistor de
carga é de 1 k. O resultado da simulação é mostrado na Figura 2.6.
Figura 2.6 - Resposta da impedância de saída da fonte de corrente em função da freqüência.
A máxima impedância de saída ocorre na freqüência de 6,7 kHz e seu valor é de aproximadamente 7,5 Mȍ. Já na freqüência de 500 Hz, a impedância é de 1,2 Mȍ e de
102 kȍ na freqüência de 1 MHz.
As simulações realizadas mostram que a fonte de corrente desenvolvida atende ao objetivo do trabalho. Os desvios de corrente são inferiores a 1,5% em toda a faixa de freqüência. Uma vez conhecido o comportamento da fonte de corrente, os desvios podem ser compensados através de processamento.
2.4 SONDA DE ELETRODOS
Qualquer eletrodo pode ser usado tanto para injeção de corrente como para medição de potencial. Isto permite uma flexibilidade na escolha do arranjo geométrico da medição e, portanto, possibilita uma investigação na região do material ao longo de toda a área da sonda.
Cada eletrodo da sonda é soldado em um cabo tri-axial e o conjunto dos cabos é ligado a um conector do tipo DB9 (veja Figura 2.7 (a)) que, por sua vez, é conectado ao sistema EIE.
Figura 2.7 - Sonda de eletrodos utilizada no trabalho(a) e vista transversal da sonda (b), onde D = 3,5 mm.
2.5 CIRCUITO DE MULTIPLEXAÇÃO
O objetivo do trabalho é desenvolver um sistema EIE multicanal para ser conectado em uma sonda de 8 eletrodos. Assim, torna-se necessário a utilização de multiplexadores para interligar a saída da fonte de corrente aos eletrodos da sonda e permitir a seleção desses eletrodos durante o experimento.
O mesmo ocorre para os eletrodos de medição do potencial. Como no sistema EIE desenvolvido é utilizado apenas um amplificador de instrumentação para a medição dos potenciais, torna-se necessário um circuito que permita a seleção dos eletrodos durante a medição.
Com esse propósito, foi desenvolvido um multiplexador que atende as necessidades deste projeto. Foram construídos dois circuitos de multiplexação com oito canais diferenciais cada, utilizando chaves bidirecionais CMOS.
de portas de 0-5 V para uma tensão simétrica de ± 7,5V. A Figura 2.8 mostra o diagrama do circuito de multiplexação desenvolvido neste trabalho.
Figura 2.8 - Diagrama do circuito de multiplexação, onde E+ e E- são as conexões do canal diferencial de entrada, Cn1+ a Cn8+ e Cn1- a Cn8- são as conexões dos canais diferenciais de saída.
Para o chaveamento do circuito de multiplexação foram utilizados os integrados CD4066 (Texas instruments). Este componente é constituído de quatro chaves bidirecionais CMOS, sendo escolhido devido a sua baixa capacitância de entrada e alta freqüência de chaveamento (40 MHz).
Este tipo de chave pode ser modelada segundo o circuito mostrado na Figura 2.9, onde CE é uma capacitância de entrada, CS é uma capacitância de saída, CAES é uma capacitância de
acoplamento entrada/saída e RSE é uma resistência série equivalente. Estas características são
fornecidas pelo fabricante para uma máxima freqüência de trabalho de 40 MHz.
Para controlar o acionamento das chaves foi utilizado o conversor serial/paralelo MC74HC595 (Philips), possibilitando reduzir o número de conexões entre o sistema de controle e as chaves de seleção do multiplexador.
Internamente, o conversor é dividido em duas partes: um registrador de deslocamento e um Latch. O registrador de deslocamento é responsável por receber o dado serial e ordená-lo paralelamente em oito saídas. Para isso ele utiliza dois pinos, a cada bit recebido peordená-lo primeiro pino (entrada de dados), o segundo recebe o comando de deslocamento e insere o bit recebido na saída do registrador, movendo, para isto, os dados já recebidos para a posição seguinte. Um terceiro pino apaga todos os dados recebidos pelo registrador de deslocamento, quando recebe nível lógico baixo.
As oito saídas paralelas do registrador de deslocamento são ligadas a oito entradas do Latch. Este possui um pino de memorização que, ao receber sinal lógico alto, grava os dados dos pinos de entrada, e um pino de habilitação que, quando em nível lógico baixo, transmite os dados gravados para os pinos de saída do CI. Durante o desenvolvimento do circuito, o pino de habilitação foi aterrado para que as saídas estivessem sempre habilitadas e o controle de saída ficasse ligado ao comando de memorização. A Figura 2.10 mostra o diagrama esquemático da lógica do MC74HC595.
Figura 2.10 - Diagrama esquemático da lógica do conversor serial paralelo MC74HC595.
par negativo. Por exemplo, o canal Cn1+ é selecionado juntamente com o canal Cn1-, o canal Cn2+ é acionado com o canal Cn2- e assim sucessivamente.
Os dados seriais e de controle para o circuito de multiplexação são provenientes de quatro saídas digitais da placa de aquisição de dados PCI-6133. O programa de controle foi desenvolvido em LabVIEW (National Instruments) e é apresentado em detalhes no capítulo 3. Um exemplo de protocolo para seleção de um canal é mostrado na Figura 2.11. Nesse caso, a seleção é para o canal diferencial Cn3 (Cn3+ e Cn3-).
Figura 2.11 - Diagrama de funcionamento do MUX mostrando a seleção do canal Cn3, onde D é comando de deslocamento e M é o comando de memorização.
Capacitâncias presentes nos circuitos de multiplexação reduzem a corrente na carga, especialmente em altas freqüências. Para avaliar a influência do circuito de multiplexação no sistema EIE desenvolvido, foi simulado o circuito da Figura 2.12, representando a seleção de um canal qualquer do circuito de multiplexação. Como as entradas das oito chaves estão interligadas, a capacitâncias CE e CAES representam o somatório das capacitâncias individuais
de cada chave, ou seja, 64 pF e 4 pF, respectivamente. Na simulação foi usada uma capacitância de saída CS de 8 pF, uma resistência série RSE de 125 ȍ, uma carga ZL = 1 Kȍ e
uma corrente de saída ±I de 1 mAp.
A Figura 2.13 mostra a corrente medida na carga para o circuito sem e com a multiplexação. Observa-se que em baixas freqüências não há influência das capacitâncias do MUX. No entanto, a partir de 200 kHz há uma fuga de corrente, chegando a 37 ȝAp na
Figura 2.12 - Circuito equivalente elétrico de um canal diferencial do multiplexador.
Figura 2.13 - Espectro de corrente na carga com e sem multiplexador, usando uma carga de 1 Kȍ.
Para a seleção dos eletrodos de medição do potencial foi utilizado outro circuito de multiplexação, nesse caso funcionando como demultiplexador (DEMUX) de oito entradas diferenciais para uma saída. No sistema EIE, as oito entradas do DEMUX são conectadas aos eletrodos da sonda e sua saída à placa de aquisição.
CAES1=CAES2= 4 pF, CE1=CS2= 64 pF e RSE1=RSE2=125 ȍ. O resultado é mostrado na Figura
2.15.
Figura 2.14 - Circuito esquemático equivalente de um canal dos circuitos MUX e DEMUX do sistema EIE.
Figura 2.15 - Módulo da corrente na carga com e sem os circuitos MUX e DEMUX.
2.6 AQUISIÇÃO DE SINAIS
Para a leitura do sinal da tensão foi utilizada uma placa multifuncional PCI-6133 (National Instruments). Esta placa pode ler ou gerar sinais analógicos e digitais. Na aplicação deste trabalho, ela foi usada para gerar sinais digitais no controle dos circuitos de multiplexação e demultiplexação e adquirir sinais.
A PCI-6133 possui oito canais de entrada analógica e uma taxa máxima de aquisição de 2,5 MS/s por canal. Cada canal possui componentes dedicados ao tratamento e conversão do sinal, permitindo a aquisição simultânea em todos os canais.
A Figura 2.16 mostra o diagrama de blocos de um canal da placa PCI-6133. Um MUX é utilizado para ligar a entrada a um circuito de calibração durante o procedimento de calibração do canal. Durante a aquisição o MUX conecta o sinal a um amplificador de instrumentação, que amplifica ou atenua automaticamente o sinal analógico de forma que seja utilizada a máxima resolução possível do conversor A/D. Após a amplificação, o sinal é filtrado e, então, digitalizado a uma resolução de 14 bits. Um buffer do tipo FIFO ( first-in-first-out) de 32 MS garante a integridade dos dados durante a conversão do sinal.
Figura 2.16 - Diagrama de blocos de uma entrada analógica da placa PCI-6133, onde +A1 e -A1 são os terminais de entrada do canal diferencial.
Embora apresente boas características para a aquisição e tratamento do sinal, a placa possui algumas limitações que podem interferir no sinal medido, especialmente em altas freqüências. Segundo o manual do fabricante, cada canal apresenta uma impedância de entrada 100Mȍ//10pF (onde “//” significa associação de paralelo). A Figura 2.17 mostra a
resposta em freqüência da entrada analógica. A linha pontilhada mostra a resposta para a medição de um sinal de 125 mVP e a linha contínua para um sinal de 1 VP.
No entanto, para minimizar esta não idealidade da placa foi desenvolvido um sistema de compensação, que será descrito no capítulo seguinte.
Figura 2.17 - Resposta em freqüência da placa de aquisição PCI-6133.
2.7 PROTÓTIPO DESENVOLVIDO
Para acomodar os circuitos de multiplexação e demultiplexação desenvolvidos e conectá-los à fonte de corrente, ao sistema de aquisição e à sonda de eletrodos, foi desenvolvido uma placa de circuito impresso. A Figura 2.18 mostra o diagrama de blocos da placa.
O circuito de multiplexação (MUX) é utilizado para selecionar os eletrodos de injeção de corrente e o circuito de demultiplexação (DEMUX) para selecionar os eletrodos de medição do potencial.
Para facilitar os testes de desempenho do sistema, foram inseridas quatro chaves DIP, perfazendo oito canais diferenciais. As chaves S1 e S2 (veja Figura 2.18) trabalham em paralelo com o MUX, onde são “curto-circuitadas” e ligadas nas entrada E+ e E- do MUX. As saídas das chaves S1 e S2 são ligadas nos oito canais de saída (Cn1± a Cn8±) do MUX.
Figura 2.18 - Diagrama de blocos da placa de circuito impresso desenvolvida no trabalho.
Para os experimentos deste trabalho, oito pares de eletrodos foram pré-definidos, podendo ser utilizados tanto para injeção de corrente como para medição do potencial. Estes pares são: 1-3, 2-4, 3-5, 4-6, 5-7, 6-8, 7-1 e 8-2. Sendo assim, cada canal diferencial do MUX conecta um desses pares de eletrodos à fonte de corrente e cada canal diferencial do DEMUX conecta um par de eletrodos ao sistema de aquisição. A conexão positiva de cada canal do MUX e do DEMUX é ligada no primeiro eletrodo de cada par e a conexão negativa é ligada no segundo. Selecionar o canal 1 significa selecionar os eletrodos 1 e 3 e selecionar o canal 2 significa selecionar os eletrodos 2 e 4.
Os canais MUX/DEMUX e as chaves DIP, são conectados aos eletrodos da sonda através do conector CNT5, que é um conector do tipo DB9.
alimentação principal dos reguladores é feita pelo conector CNT1, juntamente com o referencial de terra.
Para tornar o sistema mais robusto, a placa da fonte de corrente é conectada diretamente na placa principal através do conector CNT3, sem a necessidade de ligações extras. Através desse conector, a fonte de corrente é alimentada com ± 12 V e ligada a tensão senoidal de entrada. Além disso, este conector disponibiliza à placa principal, a corrente de saída da fonte e os pontos de medição das tensões nos resistores shunt da fonte.
A tensão de entrada, que é disponibilizada para a fonte de corrente através do conector CNT3, é ligada na placa principal através do conector CNT2 que, por sua vez, é conectado no sistema EIE.
Os conectores CNT4 e CNT6 ligam os sinais de controle dos circuitos MUX e DEMUX. Esses sinais são provenientes dos canais de saída digital da placa PCI-6133, apresentada na seção 2.6. O conector CNT7 disponibiliza os sinais para o sistema de aquisição, tais como: diferença do potencial medido nos eletrodos selecionados pelo DEMUX ou pelas chaves DIP e a queda de tensão nos resistores shunt da fonte de corrente.
Os conectores CNT8, CNT9 e CNT10 oferecem mais uma opção para a medição dos sinais. Apesar de não serem utilizados nos experimentos deste trabalho, possibilitam a conexão de um amplificador de instrumentação com ganho variável, permitindo assim o ajuste do ganho da tensão medida antes da digitalização. Esses conectores disponibilizam ± 7,5 V e ± 12 V para alimentar o circuito do amplificador e o sinal a ser amplificado. O conector CNT8 disponibiliza a tensão medida na carga e os conectores CNT9 e CNT10 disponibilizam as tensões sobre os resistores shunt da fonte de corrente (RSH1 e RSH2), como
pode ser visto na Figura 2.3.
3 PLATAFORMA GRÁFICA LABVIEW
Este capítulo trata da plataforma de controle desenvolvida para o sistema EIE. Esta plataforma é composta por sete partes que executam funções específicas para o funcionamento do sistema. Na primeira seção são apresentados os conceitos de instrumentação virtual e da linguagem de programação utilizada no desenvolvimento da plataforma de controle. Já na segunda seção, é mostrada a visão geral da plataforma de controle e a correlação entre cada parte que a compõe. Na seqüência são mostrados os detalhes do funcionamento das funções de geração e aquisição de sinais, variação da freqüência, seleção dos canais, tratamento dos sinais, calibração e gerenciamento dos dados.
3.1 INSTRUMENTAÇÃO VIRTUAL
Instrumentação virtual consiste na integração da precisão de instrumentos com a praticidade da informática. Um instrumento virtual compreende um dispositivo de medição ou comando comunicando-se com um computador e um sistema de controle que recebe e manipula os dados referentes a este componente.
Nos instrumentos virtuais, em virtude de serem baseados em computadores, é possível aplicar tecnologias incorporadas ao computador. Através do processamento digital é possível realizar cálculos avançados e o tratamento de sinais. Pode-se ainda, converter os dados adquiridos em qualquer unidade desejada, gerar diferentes gráficos, armazenar e extrair dados em arquivos, gerar relatórios, etc.
Além disso, a instrumentação virtual permite a criação de um ambiente adaptado às necessidades do usuário, integrando diferentes tipos de sistemas, tais como: geração de sinais, comunicação serial, aquisição de sinais, entre outros.
Para o desenvolvimento da plataforma de controle do sistema EIE deste trabalho, foi utilizada uma ferramenta usada em aplicações de instrumentação virtual, o LabVIEW (Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench) da National Instruments.
O LabVIEW usa uma linguagem de programação chamada G. Essa linguagem possui diretivas como o PASCAL e o C, mas que, ao invés de utilizar comandos na forma de texto para gerar as linhas de código, usa uma linguagem de programação gráfica.
Dois ambientes são utilizados simultaneamente para a programação. O primeiro, denominado painel frontal, contém a interface gráfica visualizada pelo usuário que, por sua vez, interage com a aplicação através de botões, seletores, gráficos, indicadores e outras ferramentas de visualização e controle.
Cada dispositivo inserido no painel frontal tem um bloco de função equivalente no segundo ambiente, o diagrama de blocos. Esse ambiente possui os blocos de funções que controlam cada dispositivo inserido no painel frontal. Todas as propriedades dos dispositivos podem ser acessadas e utilizadas através da interligação entre os blocos de funções.
Além dos dispositivos inseridos no painel frontal, é possível inserir, no diagrama de blocos, outras funções não acessadas pelo usuário. Essas são funções avançadas que fazem a diferença na aplicação da instrumentação virtual, tais como: acesso e controle à dispositivos de interface analógica ou digital; criação de protocolos de comunicação; operações matemáticas avançadas; análise e tratamentos de sinais; manipulação de vetores; criação e manipulação de banco de dados; geração de relatórios; acesso ou salvamento de arquivos; etc.
Em função das funcionalidades apresentadas, foi definido aplicar a instrumentação virtual através do LabVIEW no desenvolvimento deste trabalho. Os detalhes desta aplicação são mostrados nas seções seguintes.
3.2 PLATAFORMA DE CONTROLE
A plataforma de controle desenvolvida neste trabalho controla a geração do sinal de entrada para a fonte de corrente, a aquisição de sinais e os circuitos de multiplexação e demultiplexação. Além disso, faz o tratamento do sinal medido e a calibração do sistema EIE. Isto é feito de forma interativa através de uma interface gráfica, gerenciando os dados das medições.
A plataforma de controle pode ser dividida em sete partes principais: geração de sinais; aquisição de sinais; variação da freqüência; seleção de eletrodos; tratamento de sinais; calibração; e gerenciamento de dados.
ficam aguardando suas ativações, podendo ser provenientes de um comando por botão na interface gráfica da aplicação ou de um comando de outra função.
A Figura 3.2 mostra a tela principal da plataforma gráfica desenvolvida para o sistema EIE. Algumas janelas auxiliares serão mostradas nas seções seguintes.
Figura 3.1 - Visão geral da plataforma de controle do sistema EIE.
3.3 GERAÇÃO DE SINAIS
A tensão de entrada para a fonte de corrente é gerada pela placa PCI-5401, apresentada no capítulo 2. Para controlar o sinal gerado por esta placa, uma função configura uma forma de onda a partir de parâmetros recebidos e envia para a placa.
Na inicialização do sistema, a placa é ativada e todos os dados da memória são apagados. Em seguida, a placa está pronta para a geração e aguardando os parâmetros de configuração do sinal, tais como: tipo de onda (senoidal, triangular ou quadrada), módulo e fase do sinal, nível de tensão CC e freqüência. O sinal é gerado até que seja recebido um comando para finalizar a geração. Quando recebido este comando, a geração é parada e a função retorna ao estado de espera de parâmetros para configuração do sinal. O fluxograma da função de geração de sinais é mostrado na Figura 3.3.
Os parâmetros de configuração do sinal, bem como o comando de finalização de geração, são provenientes da função de variação de freqüência que, por sua vez, é responsável pelo sincronismo entre a geração e a medição dos sinais. O conector A recebe os dados de configuração de sinal e o conector D o comando de finalização da geração.
Figura 3.3 - Fluxograma da função de geração de sinais.
3.4 AQUISIÇÃO DE DADOS
