circuito de condicionamento de sinais eletromiográficos

Anais do 12O Encontro de Iniciação Científica e Pós-Graduação do ITA – XII ENCITA / 2006
Instituto Tecnológico de Aeronáutica, São José dos Campos, SP, Brasil, Outubro, 16 a 19, 2006
CIRCUITO DE CONDICIONAMENTO DE SINAIS
ELETROMIOGRÁFICOS
Vagner Ribeiro de Sousa
Universidade Braz Cubas
Av. Francisco Rodrigues Filho, 1233 – CEP 08773-380
Mogi das Cruzes - SP
[email protected]
Marco Aurélio da Silva e Souza
Universidade Braz Cubas
Av. Francisco Rodrigues Filho, 1233 – CEP 08773-380
Mogi das Cruzes - SP
[email protected]
Jesus Franklin Andrade Romero
Universidade Federal do ABC
Rua Santa Adélia, 166 – CEP 09.210-170
Santo André - SP
[email protected]
Resumo. O presente trabalho descreve o projeto de um circuito de condicionamento para a coleta de sinais
eletromiográficos (EMG). A medição de sinais biomédicos é essencial para a obrtenção de dados fisiológicos para os
propositos de dignóstico ou pesquisa. O dispositivo de sensoreamento consiste em um conjunto de circuitos analógicos
para a amplificação do sinal e a atenuação do ruído de medida inserida pelo eletrodo de superfície utilizado. A título
de exemplo de aplicação é implementada uma interface para o PC mediante a placa de som e o sinal coletado é
reconstruido e analisado no ambiente MATLAB.
Palavras chave: Condicionamento de sinal, Eletromiografia, Circuitos analógicos.
1. Introdução
A eletromiografia de superfície (EMGs), mediante o uso de instrumentação eletrônica, disponibiliza informação
relacionada à resposta fisiológica de um determinado volume muscular. Desta formas, cada indivíduo torna-se ciente de
suas respostas musculares e consegue alterar o sinal de realimentação de forma a modificar a sua resposta fisiológica.
A EMGs é utilizada em procedimentos de fisioterapia onde, por exemplo, o paciente é induzido a relaxar músculos
hiperativos ou aumentar a taxa de descarga e o número de unidades motoras ativadas para aumentar a força de
contração. Similarmente, no biofeedback, o sinal eletromiográfico é um instrumento que os clínicos e os pacientes
utilizam para fornecer informações sobre a atividade elétrica de músculos específicos. Sem a EMGs, os clínicos devem
confiar na palpação ou na inspeção visual para determinar se os músculos apropriados estão sendo recrutados ou
relaxados durante o exercício. A sensibilidade, a objetividade, a exatidão e a natureza quantitativa do sinal são também
as maiores vantagens do biofeedback EMGs. Desta forma, os clínicos podem objetivamente analisar quais técnicas ou
atividades realmente auxiliam no recrutamento e quando o paciente está começando a sentir fadiga.
O objetivo do trabalho consiste em apresentar o projeto de um circuito de condicionamento de sinal
eletromiográfico que consiga lidar eficientemente com os problemas de baixos níveis de tensão do sinal assim como
com o ruído de medida inserido pelo eletrodo de superfície utilizado. Na seção 2 são apresentadas as características
principais do sinal eletromiográfico assim como os principais problemas relacionados à coleta do sinal. Nas seções 3 e 4
são descritos os circuitos analógicos utilizados para o condicionamento do sinal. Na seção 5 o sinal EMG é
caracterizado em tempo e freqüência mediante a implementação do espectrograma do sinal no ambiente MATLAB. Na
seção 6 são apresentadas as principais conclusões do trabalho e na seção 7 são listadas as referências bibliográficas
consideradas.
2. Características do Sinal EMG
É chamado de sinal mioelétrico o sinal elétrico gerado pelos nervos e pelos músculos. As medidas envolvem
tensões em níveis muito baixos, tipicamente variando entre 1 µv e 100 mv, com alta fonte de impedância e altos níveis
de interferência de sinal e ruído (Bronzino, 2000). Os sinais necessitam serem amplificados para tornarem-se
compatíveis com dispositivos tais como displays, gravadores, ou conversores A/D para o equipamento
computadorizado.
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O sinal mioelétrico é proveniente do potencial de ação que percorre a fibra muscular levando-a a contração, vide
figura 1.
O sinal mioelétrico é representado por “m” e o ruído
por “n”
Figura 1. Representação de um amplificador diferencial captando um sinal mioelétrico.
O sinal mioelétrico de cada músculo, é composto pela soma dos vários potenciais de ação musculares, resultando
nos diversos MUAPs de cada unidade motora e que apresentam características diferentes entre si (figura 2).
Figura 2. Representação esquemática da geração do Sinal Mioelétrico de um músculo, a partir da somatória dos trens de
MUAPs das n unidades motoras deste músculo.
Contrações musculares que requerem altas forças são realizadas por grupos musculares (conjuntos de músculos que
podem realizar um mesmo movimento) como, por exemplo, o quadríceps femoral, trapézio (superior, médio, e inferior),
deltóide (anterior, médio e posterior) e tríceps branquial. Portanto o sinal mioelétrico, quando captado com eletrodos de
superfície, pode conter sinais de vários músculos.
Em virtude da diferença entre os MUAPs, da irregularidade na taxa de disparo dos neurônios motores e também
pelo fato de que uma contração pode ter mais de um músculo envolvido, o sinal mioelétrico foi descrito como um
processo estocástico (DeLuca, 1977). A função de densidade de probabilidade do sinal pode ser aproximada por uma
função gaussiana, implicando que a amplitude instantânea do sinal é uma variável gaussiana de média zero. No entanto
Englehart et. al. (1998) encontraram características determinísticas no SME durante os 200 ms iniciais de uma
contração muscular. O sinal EMG obtido com eletrodos de superfície é afetado pelas propriedades de filtro das camadas
epileliais e da interface eletrodo-pele, de forma que apresenta componentes freqüências desde DC até cerca de 500 Hz,
manifestando maior concentração do sinal dentro da faixa de 50 a 150 Hz. Da mesma forma, as amplitudes máximas
deste sinal variam entre 50 μV e 5 mV (Bronzino, 2000). Estes valores variam de acordo com tipo de músculo
analisado, o nível de contração muscular, e também o tipo e a localização dos eletrodos utilizados.
A seguir são identificados os três problemas mais usuais no procedimento de coleta do sinalE MG (Bronzino,
2000)::
i) Ruído Ambiente. Esta fonte de ruído é caracterizada por dispositivos geradores de ondas eletromagnéticas.
Essencialmente qualquer dispositivo conectado a alimentação de linha emite algum tipo de ruído ambiente. Este tipo de
sinais ruidosas abrangem uma grande faixa de freqüências, de qualquer forma a freqüência dominante é a freqüência de
linha (60 Hz). Convém mencionar que o sinal EMG apresenta bastante conteúdo de informação na faixa próxima a 60
Hz.
ii) Ruído do Transdutor. É definido como o ruído gerado pela junção eletrodo-pele. Os eletrodos convertem a
corrente iônica (gerada pelos músculos em um período de atividade) em corrente elétrica. O processo de conversão
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pode ser contaminada por um potencial de tensão DC (proveniente da diferença de impedâncias entre a pele e o
eletrodo) e por um potencial de tensão AC (flutuações das impedâncias).
iii) Outros. Outro tipo de interferências, como a eletromagnética (EMI), ruído do batimento cardíaco e o ruído
expelido pela respiração também podem ser captadas pelo eletrodo de superfície. De qualquer forma, este tipo de
interferências não são críticas e podem ser atenuadas facilmente mediante a escolha adequada dos componentes
eletrônicos.
3. Requisitos dos Circuitos de Condicionamento de Sinal EMG
Os sinais mioelétricos são obtidos por meio de configurações monopolar e bipolar. A configuração monopolar
obtém diferenças de potencial entre dois pontos no qual um dos pontos é a referência (terra). Na configuração bipolar
são obtidos sinais em relação a uma referência, neste caso existem 03 pontos de detecção.
Existem vários tipos de eletrodos utilizados na eletromiografia. No presente trabalho são considerados os eletrodos
de superfície, que são utilizados para avaliação de grandes músculos ou músculos superficiais (figura 3). Os eletrodos
de superfície são pequenos discos metálicos, mais comumente feitos de Prata ou Cloreto de Prata, aplicados sobre o
músculo requerido, Usualmente fixo na pele com fitas adesivas. Em um arranjo bipolar, dois eletrodos são aplicados
sobre o músculo numa direção longitudinal com relação às fibras musculares.
Figura 3. Representação dos eletrodos.
Para a EMG clínica, é exibido o sinal bruto, permitindo o exame visual do tamanho e forma dos potenciais
musculares e nervos individuais. Contudo, para a EMG cinesiológica, o terapeuta geralmente esta interessado em
observar a atividade muscular global durante atividades específicas e a quantificação do sinal é freqüentemente
desejável para a descrição e comparação das alterações na magnitude e padrão de resposta muscular. Diversas formas
de sinais de saída podem ser úteis para este propósito, vide figura 4.
Figura 4. Representação do eletromiograma bruto e diversos métodos de processamento do sinal.
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Os circuitos amplificadores as exigências básicas que um amplificador biopotencial tem que satisfazer são:
i) O processo fisiológico a ser monitorado não deve ser influenciado maneira nenhuma pelo amplificador;
ii) O sinal medido não deve ser distorcido;
iii) O amplificador deve fornecer a melhor separação possível do sinal e das interferências;
iv) O amplificador tem que oferecer a proteção ao paciente de todo o perigo de choque elétrico.
Para as fontes de ruído que normalmente são externas ao amplificador, o método mais indicado para a redução do
ruído é através das propriedades do CMRR (Commom Mode Rejection Rrate) do amplificador diferencial. Assim em
algumas circunstâncias, o amplificador diferencial amplificará somente o diferencial de tensão entre duas entradas.
Qualquer sinal de tensão comum para ambas as entradas, cada referencia comum do terminal, idealmente deveria
produzir uma saída zero.
Devido o CMRR ser influenciada por ambos, freqüência e ganho do pre-amplificador, a especificação mais
significativa relataria o CMRR para uma freqüência de entrada especifica e ganho de pré-amplificação. Na prática, a
aplicação da medição do sinal EMG, o CMRR do pre-amplificador nunca é realizado por causa da desigualdade da
fonte de impedância visto pelo terminal de entrada. Isto é, devido à desigualdade da impedância dos eletrodos. Este
efeito é chamado de desbalanceamento da fonte de impedância é criar uma desigualdade maior da tensão na impedância
de cada eletrodo.
Em um circuito eletrônico um problema significante, é a interferência dos cabos. Os cabos em um circuito podem
agir como uma antena e captar a radiação eletromagnética que está presente. A radiação mais comum é proveniente dos
eletrodomésticos, lâmpadas fluorescentes e equipamentos elétricos.
Com a configuração do amplificador diferencial podemos eliminar a maioria dos ruídos dos cabos. O amplificador
diferencial analisa a diferença entre os dois terminais ativos. Como pode ser visto, a interferência do ruído aparece com
amplitude igual em ambos os terminais ativos. Pois o sinal não desejado é comum em ambos os terminais ativos – Isto é
chamado de sinal de modo comum, conforme apresentado na figura 5.
Figura 5. Representação de um amplificador com o ajuste do CMRR.
4. Implementação do Circuito de Condicionamento
O circuito analógico de condicionamento projetado neste trabalho é descrito em dois módulos. O primeiro
considera os circuitos de proteção de sinal e o segundo considera os circuitos de melhoramento do sinal.
4.1 Módulo de Proteção
O módulo de proteção implementa um arranjo amplificador de instrumentação, baseado em um amplificador
operacional de modo comum, bloco A1 na figura 6. Também é considerado um circuito de proteção de forma a
minimizar a interferência gerada pela corrente percorrendo os cabos dos eletrodos (bloco A2 na figura 6), e um circuito
de referência para minimizar o nível do potencial de modo comum, reduzindo a diferença de tensão entre o paciente e o
terra do amplificador (bloco A3 na figura 6).
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Figura 6. Representação do Circuito de Proteção.
4.2 Módulo de Melhoramento de Sinal
O módulo de melhoramento implementa um filtro passa altas (apresentado como bloco A4 na figura 7) utilizado
para filtrar o nível DC do sinal assim como as componentes indesejadas de baixas freqüências. Também é
implementado um amplificador de ganho variável (bloco A5 na figura 7) para compatibilizar a amplitude do sinal EMG
com o nível de tensão de entrada da placa de som. Um filtro passa baixas de segunda ordem (bloco A6 na figura 7) é
projetado de forma a apresentar uma freqüência de corte de aproximadamente 500 Hz.
Figura 7. Representação do Circuito de Melhoramento.
A seguir, na figura 8, é apresentada a implementação do circuito utilizado para a coleta do sinal analisado na seção
5.
Figura 8. Fotos do circuito montado.
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O Amplificador operacional (modelo INA 128 da Texas Instruments) é escolhido porque tem um CMRR elevado
de 125 dB e ganho de 150. Usando-se um valor de ganho elevado, há uma probabilidade elevada que o amplificador
estará dirigindo-se à saturação (devido à alta tensão DC referência produzida pela reação química entre os eletrodos e a
pele).
5. Análise do Espectro em Freqüência do Sinal EMG
As componentes em freqüência do sinal EMG dependem de diferentes fatores, tais como os níveis de força de
contração, o tempo de contração, o tipo de eletrodo usado para obter o sinal EMG, a espessura do tecido subcutâneo e
em particular do músculo a ser investigado. Sobre este fato, comumente é observado que a mudança espectral é
predominantemente muito mais acentuada no início de uma contração sustentada como verificado por Englehart et. Al,
1998. Mais precisamente, é verificado que a fadiga evidenciadas pelo sinal EMG dentro dos primeiros 60 segundos das
contrações são máximas ou sub-máximas, enquanto que ocorre uma mudança na amplitude do sinal EMG mais
pronunciada próximo ao fim da contração sustentada, embora existam estudos que não observem esta relação.
Este comportamento divergente indica que estes dois fatores podem ter origem separada durante contrações
cuja força se mantém constante, provavelmente devido a sincronização e aumento do recrutamento de unidades motoras
e as mudanças na velocidade de condução das fibras musculares.
A diminuição das taxas de disparo das unidades motoras contribuirão para a mudança da densidade do espectro de
potência com respeito as freqüências. A modificação na descarga característica das unidades motoras pode também
afetar a densidade do espectro de freqüência com uma tendência a aumentar a energia na parte de baixa freqüência do
espectro.
Alguma modificação na forma de onda das unidades motoras refletirão na Transformada de Fourier e assim na
densidade do espectro de potência. A forma de onda terá um maior tempo de duração assim como a velocidade de
condução diminuirá durante a contração sustentada porque o tempo para atravessar o ambiente do eletrodo será mais
longo. Isto causa um simultâneo aumento nos componentes de baixa freqüência e uma diminuição nos componentes de
alta freqüência.
Assim como a amplitude do sinal eletromiográfico é afetada pelo nível da atividade, também a freqüência apresenta
modificações em função de fatores como as propriedades de filtro do tecido bem como a velocidade de condução, que
está relacionada ao tipo de fibra muscular e o nível de fadiga. A análise no domínio da freqüência geralmente envolve a
determinação do espectro de freqüência via Transformada Rápida de Fourier (FFT) ou outros métodos os quais obtém a
Densidade do Espectro de Freqüência.
A seguir, na figura 9, são apresentados o sinal temporal e o espectrograma obtidos no ambiente MATLAB do sinal
coletado no grupo muscular Bíceps-Direito em esforço e repouso alternados.
0.6
0.4
S inal E M G
0.2
0
-0.2
-0.4
-0.6
-0.8
0
10
20
30
Tempo [s ]
40
50
500
60
450
40
400
350
20
Frequenc y
300
0
250
200
-20
150
100
-40
50
-60
0
0
10
20
30
40
50
Tim e
Figura 9. Série temporal e Espectrograma do sinal EMG do conjunto Bíceps-Direito.
Quando o músculo exibe fadiga após contrações repetidas espera-se um decréscimo no sinal de saída do EMG.
Contudo geralmente o oposto é observado . Através dos gráficos obtidos foi observado uma elevação na amplitude do
EMG na medida em que o músculo se fadiga isto ocorre devido uma tentativa de manutenção do nível de tensão no
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músculo, onde unidades motoras ativas disparam em velocidades crescentes para compensar a queda da força de
contração das fibras fadigadas. Após a contração máxima a força declina e o EMG permanece constante. Isto se explica
que está ocorrendo a fadiga no interior do músculo, mas que o número máximo de unidades motoras estão em
contração.
Contudo, à medida que tem continuidade a contração, os elementos contrateis no interior do músculo falharão e
simultaneamente o EMG começará a declinar. Podemos também dizer que houve esta fadiga devido a série repetitiva de
exercícios no mesmo grupo de fibras musculares.
6. Conclusões
Um dispositivo de análise do sinal EMG foi desenvolvido. O dispositivo é capaz de detectar os potenciais da tensão
gerados por diferentes grupos musculares. Os potenciais da tensão gerados pelos músculos podem produzir os sinais
que contêm freqüências de até 100 Hz, com amplitude de 1 a 10μV.
Não foi possível diminuir as componentes em freqüência dos sinais oriundos da rede elétrica (60Hz) mas foi
possível amplificar o sinal mioelétrico tendo em vista seu baixo valor de amplitude. Futuros trabalhos deverão
considerar a implementação de filtros digitais para evidenciar de forma direta a relação de atividades de esforço e
repouso com a serie temporal e o espectro em freqüência dos sinais coletados.
7. Referências
Bronzino J. D., 2000, “The Biomedical Engineering HandBook”, Second Edition, Boca Raton: CRC Press LLC.
Carr J. J. and Brown J., 2001, “Introduction to Biomedical Equipment Technology”, 4thEdition, Prentice Hall.
De Luca, C. J., 1997, “The use of surface electromyography in Biomechanics”, J. Appl. Biomech. 13, pp. 135–163.
Englehart K., Hudgins B., Parker P. and Stevenson M., 1998, “Time-Frequency Representation For Classification of
Transient MYOELECTRIC Signals”, Proceedings of the 20th Annul International Conference of the IEEE
Engineering in Medicine and Biology Society.
Horowitz, P. and Hill, W., 1980. “The Art of Electronics”, Cambridge University Press, Cambridge, UK.
Moritani, T., Yoshitake, Y., Inaki, M., Katsuda, S., 1998, “The Use of EMG in Applied Physiology”, J. Electrom. and
Kinesiol. 8, pp. 363–381.
Oppenheim, A.V. and Schafer W., 1989, “Discrete-Time Signal Processing”, Englewood Cliffs, New Jersey, Prentice
Hall Inc., 879p.
Webster J., 1999, “The measurement, instrumentation, and sensors handbook”, CRC Press.