CC BY
66
DOI 10.25987^Ш2019Л5.3.016 УДК 621.3.049.77
РАЗРАБОТКА ЕМКОСТНОГО ЭЛЕКТРОДА ДЛЯ РЕГИСТРАЦИИ БИОМЕДИЦИНСКИХ
ПОКАЗАТЕЛЕЙ
Д.В. Журавлев, И.А. Сафонов, И.В. Остроумов, И.С. Анисимов
Воронежский государственный технический университет, г. Воронеж, Россия
Аннотация: рассмотрены особенности разработки ёмкостного электрода, предназначенного для регистрации медико-биологических показателей, путем усовершенствования существующих методов регистрации биопотенциалов с целью повышения качества принимаемого сигнала и сенсорной технологии, не требующей механического или рези-стивного контактов для проведения замеров, отвечающего тенденциям современного развития радиоэлектронных систем медицинского назначения. Ёмкостные электроды позволят выйти на совершенно новый уровень комфортности и удобства использования биомедицинских измерительных приборов в повседневной жизни, а также позволят существенно экономить средства за счет весьма продолжительного срока использования таких электродов. Полезность бесконтактных электродов заключается в высоком качестве сигнала с точки зрения соотношения сигнал\шум. По сравнению с обычными электродами, разрабатываемые емкостные электроды для измерения биоэлектрических сигналов пригодны для использования в условиях очень высокого импеданса (высокое сопротивление, малая емкость) между поверхностью тела и электродом. Модель включает следующие элементы: непосредственно электрод, обеспечивающий бесконтактное считывание биопотенциалов человека через емкостную связь; буферный каскад, необходимый для согласования приемной части устройства с последующими каскадами; высокочастотный фильтр с требуемой частотой среза; делитель напряжения в качестве смесителя постоянного напряжения на необходимое значение; активный фильтр, служащий для конечного усиления и низкочастотной фильтрации электрического сигнала
Ключевые слова: устройство регистрации медико-биологических показателей, ЭКГ, ЭЭГ
Введение
Записи биопотенциалов в виде ЭКГ, электроэнцефалограмм (ЭЭГ), электроокулограмм (ЭОГ) и электромиограмм (ЭМГ) являются незаменимыми и жизненно важными инструментами как для медицинской отрасли, так и для исследования. Эти хорошо зарекомендовавшие себя модальности сигналов обеспечивают богатую физиологическую информацию, которая благодаря современной технологии биоинструментации может быть использована неинвазивно и недорого для новых глобальных разработок в области здравоохранения: клинического физиологического мониторинга и лечения [1].
Традиционно электроды Ag/AgQ с влажными проводящими гелями используются для записи биопотенциалов. Стандартный электрод Ag/AgQ хорошо изучен за последние десятилетия. Его свойства понятны и дают прогнозируемые результаты.
Известны также основные принципы, лежащие в основе электродов. Несмотря на десятилетия исследований в области альтернативных биопотенциальных сенсорных технологий [2] для применений ЭКГ и ЭЭГ, стандартный
мокрый электрод Ag/AgCl по-прежнему почти повсеместно используется для клинических и исследовательских применений. Каждый год производятся миллиарды одноразовых адгезивных ЭКГ-клинических электродов, а сухие электроды ограничены нишевыми, немедицинскими/научными приложениями, такими как фитнес-мониторинг и игрушки.
Полезность и производительность сухих и бесконтактных электродов можно разделить на две категории. Первый относится к качеству сигнала устройства с точки зрения шума и чувствительности движения. Во-вторых, поскольку электроды взаимодействуют с кожей, каждый электрод должен быть оправдан для удобства и полезности использования на уровне системы. Одним из главных преимуществ стандартного клинического мокрого электрода является то, что он хорошо прилипает к коже, при этом с точки зрения комфорта пациента для длительного использования они неудобны, клейкие мокрые электроды остаются фиксированными в конкретных, клинически стандартных местах на теле. Сухие и бесконтактные электроды решают проблемы комфорта в связи с использованием адгезивного мокрого электрода, но их гораздо труднее защитить от пациента. Таким образом, для того, чтобы эти технологии были клинически полезными, необходимо разработать механиче-
© Журавлев Д.В., Сафонов И.А., Остроумов И.В.. Анисимов И.С., 2019
ские решения для размещения электродов в надлежащем положении. Именно по этим причинам сухие и бесконтактные электроды вряд ли заменят стандартный ЭКГ или ЭЭГ электрод. Сухие электроды были разработаны для измерений без геля, а область их контакта с кожей была выполнена из благородного металла. Изолированные электроды представляют собой электроды, у которых контактная часть с кожей покрыта изоляционным материалом, таким как оксид металла. Изолированный электрод может быть покрыт различными материалами для различных целей, такими как материал, который не вызывает электрохимическую реакцию с кожей человека [3].
Как правило, сухие электроды и изолированные электроды имеют недостаток в виде более низкого качества сигнала по сравнению с гелеобразными электродами. Чтобы преодолеть этот недостаток, в электрод встроен усилитель с высоким входным импедансом.
В отличие от обычных и типичных электродов, разрабатываемые емкостные электроды для измерения биоэлектрических сигналов пригодны в условиях очень высокого импеданса (высокое сопротивление, малая емкость) между поверхностью тела и электродом. В широком смысле емкостный электрод включает все сухие и изолированные типы электродов, а термин «емкостный электрод» используется для обозначения сухого или изолированного электрода. Однако «емкостный электрод» стал обозначать электрод, который используется с наличием толстого изолятора, такого как одежда или промежуток между электродом и кожей. В данной статье термин «емкостный электрод» используется для последнего значения. Емкостный электрод можно отнести к нескольким терминам, таким как «емкостный соединительный электрод» [4] и «бесконтактный электрод».
Понятие об экранированных емкостных электродах. Структура электрода
На рис. 1 показана общая схема емкостного электрода, включающая поверхность электрода, предусилитель и экран. Лицевая часть электрода является проводящей пластиной и воспринимает изменения электрического потенциала на поверхности тела через емкостное сцепление между кожей и поверхностью электрода. Снижение импеданса между кожей и поверхностью электрода полезно для получения хорошего качества сигнала. Поэтому по-
верхность электрода емкостного электрода обычно должна быть такой же большой, как разрешено приложениями [5]. В то же время измеритель биопотенциалов должен быть малогабаритным и компактным.
Предусилитель передает сигнал от емкостной связи с высоким импедансом на следующую ступень с усилителем и фильтром. Поэтому предусилитель действует как импе-дансный трансформатор и имеет очень высокий входной импеданс. Из-за высокого импеданса между корпусом и электродом, емкостный электрод уязвим для внешнего шума. Чтобы уменьшить этот внешний шум, весь электрод, за исключением поверхности, обращенной к телу, окружен электрическим экраном.
Рис. 1. Общая схема емкостного электрода Строение предусилителя
Состав предусилителя, встроенного в емкостный электрод, не представляет из себя ничего сложного. В дополнение к центральному активному устройству, например операционному усилителю или FET (Field Effect Transistor - полевой транзистор), единственным дополнительным дискретным элементом является резистор (RB на рис. 2), который становится каналом тока смещения для стабилизации усилителя. CSHLD емкость, показанная на рис. 2, не является фактическим дискретным элементом, а представляет собой паразитную емкость, образованную между поверхностью электрода и экраном.
Рис. 2. Схема емкостного электрода с дополнительными элементами
Между электродом и кожей существует емкость (Ссын на рис. 2), поэтому этот тип электрода называется емкостным электродом. Однако необходимо учитывать компонент сопротивления Ясьш, вносимый одеждой. Поэтому импеданс связи 2срь между кожей и электродом представлен как параллельное соединение сопротивления и емкости [6].
Коэффициент усиления емкостного электрода, показанного на рис. 2, представлен как:
Я в + Я спи + Л^Яв^атн ( Сыти ~ ^бню ) (1)
Уравнение 1 показывает, что коэффициент усиления определяется отношением Ссьтн и СЗНьБ в более высокочастотном диапазоне и отношением Исьтн и Яв в нижнем частотном диапазоне. На рис.3 показан фактический коэффициент усиления емкостного электрода через лист хлопчатобумажной ткани (деним -ткань из натурального хлопка, толщина 0,5 мм). Площадь электрода составляла 15 см2, Яв составляла 3 ГОм, а СЗНьб составляла 20 пФ. Используя уравнение 1, сопротивление образца ткани на единицу площади может быть оценено приблизительно как 5,5 Мом/м2 при 0,1 Гц, а емкость на единицу площади может быть оценена как 30 нФ/м2 при 400 Гц. Однако было замечено, что сопротивление (Исьтн) и емкость (Ссьтн) ткани не были постоянными с частотой; кроме того, сопротивление сильно варьировалось в зависимости от уровня влажности в ткани.
Рис. 3. Коэффициент усиления емкостного электрода через лист хлопчатобумажной ткани
Защита входных данных
С помощью уравнения 1, мы видим, что для получения более высокого коэффициента усиления либо сопротивление Яв должно быть большим, либо емкость Сб^б должна быть малой. Однако нижний предел паразитной емкости определяется формой поверхности электрода и экраном. В некоторых случаях мы не можем сделать Яв достаточно большим из-за ограничений конструкции. При заданных ограничениях на Яв и Сзньб используется защита для увеличения входного импеданса электрода.
Применение защиты к емкостному электроду представлено в качестве предохранителя таким образом, что электрический потенциал экрана и другого конца Яв был обусловлен выходом предусилителя с единичным усилением. Как правило, защитный кожух представляет собой особый корпус щита и управляется некоторым переменным напряжением, в то время как обычный экран соединен с землей или статическим напряжением. Тонкий гибкий электрод демонстрирует очень большое рассеяние емкости; поэтому в этом случае защита важна
[7].
Внутренний шум емкостного электрода
В данной электронной цепи существуют два типа неизбежных внутренних источников шума. Один из них - это тепловой шум, создаваемый сопротивлением в цепи, а другой - активный шум устройства, создаваемый активным устройством (транзистором или операци-
онным усилителем) в цепи [8]. Эти два шума определяют минимальный уровень шума для данной схемы. Поэтому необходимо исследовать внутренние шумы емкостного электрода для проектирования электрода с более низким уровнем шума.
Рис. 4. Внутренние источники шума емкостного электрода
На рис. 4 показаны внутренние источники шума емкостного электрода. Активное устройство представлено в виде композиции источника шума напряжения EA, источника тока шума IA и бесшумного операционного усилителя. Тепловой шум, вызванный сопротивлением RB, представлен как источник шума напряжения EB. Как правило, подробная информация об источниках шума EA и IA предоставляется изготовителем устройства, тогда как EB описывается как RMS-напряжение (Root Mean Square - среднеквадратичное значение) в уравнении 2.
(2)
где k - постоянная Больцмана (1.3810-23 Дж/К), T - абсолютная температура (К), B -ширина шума (Гц), а R - сопротивление (Ом).
Напряжение на входе ОУ представляется в виде
VlN = ^GAIS^S + ^INTRINSIC NOISE (3)
Внутренний шум состоит из трех компонентов, которые исходят из теплового шума RB, тока источника шума ОУ и источника шума напряжения ОУ. Их спектральные плотности напряжения (ед. изм. В/^¡Гц) получены как:
В уравнениях 5 и 6 1А.зв(^ и ЕАЗО(Г) -спектральные плотности источника тока и источника шума напряжения ОУ, а единицы
спектральных плотностей А/^ГЦ и В/^Тй
соответственно.
Уравнение 7 показывает, что если мы увеличим сопротивление Rв, то тепловой шум, вызванный Rв, будет снижен в высокочастотном диапазоне. Напротив, увеличение сопротивления также увеличивает уровень шума в нижнем диапазоне частот. На рис. 5 показаны расчетные спектральные плотности собственных шумов для нескольких Rв. Можно видеть, что уровень шума уменьшается по мере увеличения сопротивления около 10 Гц.
^У^/JVJV.ViJJ -J^ (F)THJI.VSD ^ ^COct/EJV.ViD ^ ^COvjiyiD fj^
Рис. 5. Расчетные спектральные плотности собственных шумов
ной сигнал усилителя и демонстрируют гармоники большой амплитуды.
Рис. 6. Общий собственный шум
На рис. 6 показан общий собственный шум, а также его три компонента емкостного электрода. Можно видеть, что компонент теплового шума доминирует над двумя другими компонентами, которые исходят из ОУ. Оценка шума проводилась для коммерческого ма-лошумящего ОУ (ОРА124 (Т1)), который можно легко получить. Поэтому при тщательном выборе коммерческого операционного усилителя теперь можно игнорировать шум активного устройства.
Артефакты движения
Более крупный артефакт движения возникает при измерениях с использованием сухих электродов или изолированных электродов, даже при непосредственном контакте с голой кожей, по сравнению с измерениями с использованием гелеобразных электродов Ag/AgQ. Кроме того, без прямого контакта с кожей артефакт движения в емкостных измерениях ограничивает применение емкостных электродов.
На рис. 7 показан пример этого артефакта движения при емкостном измерении. ЭКГ измеряли с использованием емкостного метода измерения, когда субъект сидел на стуле [9]. Чтобы исследовать артефакт движения, субъект качнул его верхнюю часть тела назад и вперед или вправо и влево, сидя на стуле. Артефакт движения был настолько большим, что мы не смогли извлечь всю форму ЭКГ. Тем не менее, Я-пики можно легко отличить путем фильтрации. Этот результат является примером довольно мягкого артефакта движения. Напротив, многие артефакты движения настолько велики, что они насыщают выход-
Рис. 7. Артефакт движения при емкостном измерении
Для сухих электродов контактного типа и изолированных электродов увеличение содержания влаги между кожей и электродом уменьшает артефакт движения. Кроме того, для емкостных измерений наблюдалось уменьшение артефакта движения в ходе измерения; предполагалось, что уменьшение было вызвано увеличением влажности. Главной причиной артефакта движения при измерениях емкостных измерений является трибоэлектричество между одеждой и электродом [10].
Были предприняты различные попытки преодолеть артефакт движения, включая поддержание измерительной среды с меньшим трибоэлектричеством и разработку электрода для быстрого возвращения в нормальное состояние после возникновения артефакта движения. В некоторых исследованиях была попытка удалить артефакт движения из сигнала, применяя адаптивный фильтр или усилитель с переменным усилением с дополнительными средствами обнаружения движения. В этих исследованиях рассматривались мелкие артефакты движения, т. е. достаточно малые, чтобы быть приближенными как линейный процесс. В других исследованиях устанавливали сетчатый экран или защиту перед поверхностью электрода. В этих исследованиях сооб-
щалось, что экранирующая сетка разряжает трибоэлектрический заряд на одежде, уменьшая артефакт движения. Однако в этих сообщениях они не полностью устраняли ухудшение сигнала, которое может быть вызвано уменьшением артефактов движения. Конструкция с экранирующей сеткой имеет меньшее сцепление между корпусом и поверхностью электрода из-за протяженного расстояния между кожей и поверхностью электрода и из-за эффекта экранирования, вызванного сеткой экрана. Как правило, считается, что меньшая связь приводит к снижению качества сигнала при емкостных измерениях [11].
Хотя многие исследования пытались уменьшить артефакты движения или их влияние на ЭКГ, результаты этих исследований по-прежнему демонстрируют частичные достижения, которые применимы к ограниченным областям. Вероятно, что эта ситуация продолжится и в ближайшем будущем.
Заключение
В этой статье была рассмотрена разработка емкостного электрода, предназначенного для регистрации медико-биологических показателей. Модель включает: непосредственно электрод, обеспечивающий бесконтактное считывание биопотенциалов человека через емкостную связь; буферный каскад, необходимый для согласования приемной части устройства с последующими каскадами; высокочастотный фильтр с требуемой частотой среза; делитель напряжения в качестве смесителя постоянного напряжения на необходимое значение; активный фильтр, служащий для конечного усиления и низкочастотной фильтрации электрического сигнала.
В случае использования датчика в качестве регистратора электроэнцефалограммы, то есть биоэлектрических потенциалов мозга че-
ловека, габариты электрода могут быть уменьшены. Вследствие чего эквивалентная емкость на разделе кожа-электрод уменьшится. Это означает, что нужно осуществлять расчет с учетом рассматриваемых условий, так как амплитуда сигнала упадет, а именно делителя напряжения и активного фильтра.
Литература
1. Wearable medical systems for p-health / X.-F. Teng, Y.-T. Zhang, C. Poon, P. Bonato // IEEE Rev. Biomed. Eng. 2008. Vol. 1. No. 1. pp. 62-74.
2. Taheri B.A., Knight R.T., Smith R.L. A dry electrode for EEG recording // Electroencephalography Clin. Neuro-physiol. 1994. Vol. 90. No. 5. pp. 376-383.
3. Searle and L. Kirkup. A direct comparison of wet, dry and insulating bioelectric recording electrodes// Physiol. Meas. 2000. Vol. 21. pp. 271-284
4. ECG measurement using capacitive coupling electrodes for man-machine emotional communication / T. Maruyama, M. Makikawa, N. Shiozawa, Y. Fujiwara// IEEE/ICME International Conference on Complex Medical Engineering. 2007 (CME 2007). pp. 378-383.
5. A performance comparison of dry-foam type capaci-tivelycoupled EEG electrodes depending on the contact area/ J.H. Kim, H.J. Baek, Y.G. Lim, K.S. Park // 46th Conference of Korean Society of Medical & Biological Engineering. Korea, 2012. pp. 517-518.
6. Chi Y.M., Jung T.-P., Cauwenberghs G. Dry-Contact and Noncontact Biopotential Electrodes: Methodological Review// IEEE Reviews in Biomedical Engineering. 2010. 3:106-119.
7. Thin and flexible active electrodes with shield for capacitive electrocardiogram measurement/ S.M. Lee, K.S. Sim, K.K. Kim, Y.G. Lim, K.S. Park // Med. Biol. Eng. Comput. 2010. 48:447-457.
8. Ott H.W. Noise reduction techniques in electronic systems. New York: Wiley, 1988.
9. Lim Y.G., Kim K.K., Park S. ECG measurement on a chair without conductive contact// Biomed. Eng. IEEE Trans. 2006. 53:956-959.
10. Triboelectricity in capacitive biopotential measurements / T. Wartzek, T. Lammersen, B. Eilebrecht, M. Walter, S. Leonhardt // Biomed. Eng. IEEE Trans. 2011. 58:1268-1277.
11. Peng G., Sterling M., Bocko M. Non-contact, capacitive biosensor electrodes for electrostatic charge reduction // 2013 IEEE Sensors. 2013. pp. 1-4.
Поступила 06.05.2019; принята к публикации 14.06.2019 Информация об авторах
Журавлев Дмитрий Владимирович - канд. техн. наук, доцент, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: ddom@bk.ru, ORCID: https: //orcid.org/0000-0002-1087-9704 Сафонов Иван Александрович - д-р техн. наук, доцент, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: saff@inbox.ru, ORCID: https://orcid.org/ 0000-0003-3825-4770 Остроумов Иван Владимирович - канд. техн. наук, доцент, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: vanik07@mail.ru, ORCID: https://orcid.org/ 0000-0003-27962886
Анисимов Иван Сергеевич - студент, Воронежский государственный технический университет (394026, Россия, г. Воронеж, Московский проспект, 14), e-mail: pilot7mig@yandex.ru, ORCID: https: //orcid.org/0000-0002-0681-1299
DEVELOPMENT OF CAPACITIVE ELECTRODES FOR THE RECORDING
OF BIOMEDICAL INDICATORS
D.V. Zhuravlev, I.A. Safonov, I.V. Ostroumov, I.S. Anisimov
Voronezh State Technical University, Voronezh, Russia
Abstract: in this article we consider the features of the development of a capacitive electrode intended for the registration of biomedical indicators by improving the existing methods of registering biopotentials in order to improve the quality of the received signal and sensor technology that does not require mechanical or resistive contacts for measurements that meet current development trends of electronic medical systems. Capacitive electrodes will allow one to reach a completely new level of comfort and ease of use of biomedical measuring devices in everyday life, and also allow significant savings, due to the very long period of use of such electrodes. The usefulness of contactless electrodes is in high signal quality in terms of the signal-to-noise ratio. Compared to conventional electrodes, developed capacitive electrodes for measuring bioelectric signals are suitable for use in very high impedance conditions (high resistance, low capacitance) between the body surface and the electrode. The model includes: directly electrode providing non-contact reading of human biopotentials through capacitive coupling; buffer cascade required for matching the receiving part of the device with subsequent cascades; high-pass filter with the required cutoff frequency; voltage divider as a constant voltage mixer for the required value; active filter that serves for the final amplification and low-frequency filtering of the electrical signal
Key words: device of registration of medical and biological indicators, ECG, EEG
References
1. Teng X.-F., Zhang Y.-T., Poon C., Bonato P. "Wearable medical systems for p-health", IEEE Rev. Biomed. Eng., 2008, vol. 1, no. 1, pp. 62-74.
2. Taheri B.A., Knight R.T., Smith R.L. " A dry electrode for EEG recording", Electroencephalography Clin. Neuro-physiol, 1994, vol. 90, no. 5, pp. 376-383.
3. Searle A., Kirkup L. "A direct comparison of wet, dry and insulating bioelectric recording electrodes", Physiol. Meas. 2000, vol. 21, pp. 271-284
4. Maruyama T., Makikawa M., Shiozawa N., Fujiwara Y. "ECG measurement using capacitive coupling electrodes for man-machine emotional communication", IEEE/ICME International Conference on Complex Medical Engineering, 2007, pp. 378-383.
5. Kim J.H., Baek H.J., Lim Y.G., Park K.S. "A performance comparison of dry-foam type capacitivelycoupled EEG electrodes depending on the contact area", 46th Conference of Korean Society of Medical & Biological Engineering, Korea, 2012, pp. 517-518.
6. Chi Y.M., Jung T.-P., Cauwenberghs G. "Dry-contact noncontact biopotential electrodes: methodological review", IEEE Reviews in Biomedical Engineering, 2010, vol. 3, pp. 106-119
7. Lee S.M., Sim K.S., Kim K.K., Lim Y.G., Park K.S. "Thin and flexible active electrodes with shield for capacitiv e electrocardiogram measurement", Med. Biol. Eng. Comput., 2010, vol. 48, pp. 447-457
8. Ott H.W. "Noise reduction techniques in electronic systems", New York, Wiley, 1988.
9. Lim Y.G., Kim K.K., Park S. "ECG measurement on a chair without conductive contact", Biomed. Eng. IEEE Trans., 2006, vol. 53, pp. 956-959
10. Wartzek T., Lammersen T., Eilebrecht B., Walter M., Leonhardt S. "Triboelectricity in capacitive biopotential measur e-ments", Biomed. Eng. IEEE Trans, 2011, vol. 58, pp. 1268-1277
11. Peng G., Sterling M., Bocko M. "Non-contact, capacitive biosensor electrodes for electrostatic charge reduction", 2013 IEEE Sensors, 2013, pp. 1-4.
Submitted 06.05.2019; revised 14.06.2019 Information about the authors
Dmitriy V. Zhuravlev, Cand. Sc. (Technical), Associate Professor, Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh, 394026, Russia), e-mail: ddom@bk.ru, ORCID: https: //orcid.org/0000-0002-1087-9704
Ivan A. Safonov, Dr. Sc. (Technical), Associate Professor, Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh, 394026, Russia), e-mail: saff@inbox.ru, ORCID: https://orcid.org/ 0000-0003-3825-4770
Ivan V. Ostroumov, Cand. Sc. (Technical), Associate Professor, Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh, 394026, Russia), e-mail: vanik07@mail.ru, ORCID: https: //orcid.org/0000-0003-2796-2886
Ivan S. Anisimov, Student, Voronezh State Technical University (14 Moskovskiy prospekt, Voronezh, 394026, Russia), e-mail: pilot7mig@yandex.ru, ORCID: https: //orcid.org/0000-0002-0681-1299
