kablosuz ekg cġhazı tasarımı - KTÜ Elektrik
advertisement
T.C. KARADENĠZ TEKNĠK ÜNĠVERSĠTESĠ Mühendislik Fakültesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI 033397 210317 210329 210364 Mehmet MAZLUM Ġsmail YILMAZ Yunus AKSOY Yusuf CANSEVER Danışman Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU Mayıs 2012 TRABZON T.C. KARADENĠZ TEKNĠK ÜNĠVERSĠTESĠ Mühendislik Fakültesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI 033397 210317 210329 210364 Mehmet MAZLUM Ġsmail YILMAZ Yunus AKSOY Yusuf CANSEVER DanıĢman Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU Mayıs 2012 TRABZON LĠSANS BĠTĠRME PROJESĠ ONAY FORMU Mehmet MAZLUM, Ġsmail YILMAZ, Yunus AKSOY ve Yusuf CANSEVER tarafından Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU yönetiminde hazırlanan “KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI” başlıklı lisans bitirme projesi tarafımızdan incelenmiş, kapsamı ve niteliği açısından bir Lisans Bitirme Projesi olarak kabul edilmiştir. DanıĢman : Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU ............................... Jüri Üyesi 1 : Doç. Dr. Ali GANGAL ............................... Jüri Üyesi 2 : Yrd. Dç. Dr. Gökçe HACIOĞLU ............................... Bölüm BaĢkanı : Prof. Dr. Ġsmail Hakkı ALTAġ ............................... ii ÖNSÖZ “Kablosuz EKG Cihazı Tasarımı” proje çalıĢmasının seçiminde, yürütülmesinde, sonuçlandırılmasında ve sonuçların değerlendirilmesinde manevi destek ve yardımlarını esirgemeyen değerli hocamız sayın Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU’ na teĢekkür ederiz. Bitirme çalıĢmalarında kullanılmak üzere bölüm olanaklarının kullanımına izninden dolayı Bölüm BaĢkanlığına, desteklerinden dolayı Mühendislik Fakültesi Dekanlığına ve KTÜ Rektörlüğüne teĢekkür ederiz. Yazılımın geliĢtirilmesinde yardımını bizden esirgemeyen, emek harcayan sayın M. Fatih ĠNANÇ’ a teĢekkür ederiz. Her zaman olduğu gibi çalıĢmalarımız boyunca da bizden manevi desteklerini esirgemeyen ailelerimize teĢekkür ederiz. Mayıs 2012 Mehmet MAZLUM Ġsmail YILMAZ Yunus AKSOY Yusuf CANSEVER iii İÇİNDEKİLER Lisans Bitirme Projesi Onay Formu ……………… ii Önsöz ……………… iii Ġçindekiler ……………… iv Özet ……………… vi Semboller Ve Kısaltmalar ……………… vii 1. GĠRĠġ 1 1.1. Literatür ……………… 3 1.2. Zaman Çizelgesi ……………… 5 2. ELEKTROKARDĠYOGRAFĠ 6 2.1. Kalp Hakkında Genel Bilgi ……………… 6 2.1.1. Biyopotansiyel ……………… 6 2.1.2. Kalbin Elektriksel Uyarım ve Ġletim Sistemi ……………… 7 ……………… 8 2.2.1. Elektrot Devresi ……………… 10 2.2.2. Yüzey Elektrotları ……………… 11 2.3. Elektrokardiyogram ……………… 11 2.3.1. EKG ĠĢareti ……………… 11 2.3.2. Derivasyonlar ……………… 12 2.3.2.1. Bipolar Derivasyonlar ……………… 13 2.3.2.2. Unipolar Derivasyonlar ……………… 15 2.3.2.3. Unipolar Göğüs Derivasyonları ……………… 15 2.2. Elektrotlar iv 3. KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI 16 3.1. GiriĢ ……………… 16 3.2. Ölçme Birimi ……………… 16 3.2.1. Ön Yükselteç Katı ……………… 16 3.2.2. Filtre Katı ……………… 22 3.2.3. Konumlandırma ve Kuvvetlendirme Katı ……………… 27 3.2.4. Sayısal ĠĢaret ĠĢleme ve Verici Katı ……………… 28 ……………… 29 3.3. Görüntüleme Birimi 4. SONUÇLAR 30 4.1. Filtreleme Katı Sonuçları ……………… 30 ……………… 31 4.2. Konumlandırma ve Kuvvetlendirme Katı ve Görüntüleme Birimi Sonuçları 5. YORUM ve DEĞERLENDĠRME 33 Kaynaklar ……………… 35 Ekler ……………… 36 ÖzgeçmiĢler ……………… 40 v ÖZET Bilindiği üzere hastanelerde hastalardan alınan EKG bilgileri kablo aracılığıyla monitöre aktarılmak üzere kullanılmaktadır. Bu çalıĢmada, hastalarla monitörler arasındaki kablolu haberleĢmeyi ortadan kaldırmak üzere bir Kablosuz (Wireless) EKG (Elektrokardiyogram) Cihazı tasarlanmıĢtır. Tasarlanan sistem, hem evde hem de hastanede hastanın EKG görüntüsünü bilgisayar ekranında izlenebilecek hale dönüĢtürür. Sistemin evde kullanılması halinde görüntülenen iĢaret kayıt edilebilir ve daha sonra bu iĢaret incelenebilir. Cihazın hastane ortamında kullanılması hainde ise mevcut EKG ölçümlerinin neden olduğu kablo yoğunluğunun ve kullanımdaki zorlukların önüne geçilmesi amaçlanmıĢtır. Tasarlanan Kablosuz EKG Cihazı, hasta vücudundan yüzey elektrotlarının algıladığı biyopotansiyel sinyali bir ön kuvvetlendiricide kuvvetlendirir. Sonra bu sinyal, alçak ve yüksek geçiren filtreler kullanılarak ölçüm ortamındaki gürültü ve diğer bozucu etkenlerden arındırılır. ĠĢaret filtrelendikten sonra bir kez daha kuvvetlendirilir ve kendisine DC seviye eklenir. Pozitif eksene kaydırılan iĢaret eZ430-RF2500 Kablosuz HaberleĢme entegresinin verici kısmında bulunan mikro iĢlemcinin ADC’si yardımıyla sayısallaĢtırılır. Elde edilen bu sayısal veri, aynı entegrede bulunan haberleĢme katı sayesinde bilgisayara USB bağlantısıyla bağlanan alıcı birime iletilir. Ġletim endüstriyel, bilimsel ve medikal iletim bandı olarak ayrılan ISM (Industrial, Scientific, Medical) bandında 2.4 Ghz frekansında yapılır. Kablosuz HaberleĢme entegresinin alıcı kısmıyla alınan veri bilgisayarın USB portundan bilgisayara aktarılır ve Matlab’da yazılan bir arayüz programıyla izlenebilmesi sağlanır. Böylece bilgisayar ortamında görselleĢtirme eĢ zamanlı yapılmıĢ olur. vi SEMBOLLER VE KISALTMALAR EKG: Elektrokardiyografi Hz: Hertz RF Radio Frequency V: Volt SA: Sinoatrial AV: Atriyoventriküler CMRR: Common mode rejection rate (Ortak mod reddetme oranı) G: Gain (Kazanç) dB: Desibel SPI: Serial Peripheral Interface FIFO: First in, first out USB: Universal Serial Bus Op- amp: Operational Amplifier Ω: Ohm vii 1. GİRİŞ Günümüzde ani ölümlerin en büyük sebeplerinden biri kalp hastalıklarıdır. Kronik kalp hastalıkları bulunan kişilerin durumu sürekli gözlem altında tutulmak istenebilir. Bu noktada ölümlerin azaltılması bakımından tıbbi cihazlarla izleme yapılmaktadır. Ancak bu cihazların yeterliliği de bir tartışma konusudur. Bu cihazların geliştirilmesiyle ilgili birçok araştırma çalışması yapılmaktadır. Canlı vücudunda oluşan küçük genlikli işaretlere biyopotansiyel işaretler denir. Bu küçük genlikli işaretlerin incelenmesiyle kan basıncı, kan akış hızı, nabız ölçümü, kalp atımı gibi canlıların hayatsal faaliyetleri hakkında bilgi edinilebilir. Elektronik mühendisliği biyopotansiyel işaretlerin ölçümlerinde etkin rol oynamaktadır. Elektrokardiyografi (EKG) işaretlerinin gözlemlenmesi ve incelenmesi, dolaşım sisteminde oluşabilecek bir düzensizliğin belirlenmesine yardımcı olacaktır. EKG kalbin ürettiği biyopotansiyel işaretleri canlıya zarar vermeden vücut yüzeyinden elektrotlar yardımıyla alınıp gözlemlenebilmesi için tasarlanmıştır. Gözlemlenen bu işaretler bize hastanın sağlık durumuyla ilgili birçok bilgi verebilir. İyi bir doktor hastadan alınan bu küçük genlikli EKG işaretine bakarak, hastanın sağlık durumuyla ilgili yorum yapabilir ve hatta teşhis koyabilir. Hastahanelerde kullanılan EKG cihazlarında hastaya çok sayıda elektrot bağlanmaktadır. Ayrıca standart bir EKG cihazı her ne kadar taşınabilir olarak nitelendirilse de büyüktür ve bu sebepten dolayı hastanın hareket özgürlüğünü yatakla sınırlandırmaktadır. Buna ek olarak eğer hastanın rahatsızlığı kalp ritmini sürekli etkilemiyorsa ya da başka bir deyişle hangi zamanlarda etkileyeceği bilinmiyorsa hastanın sürekli yatakta ve EKG’ye bağlı kalması istenecektir. Aksi taktirde bir hastalığın teşhisi koyulabilecekken, kalp ritminde oluşabilecek zamansız bozulmalar gözlemlenemeyecektir. Hastanın sürekli yatakta kalması zaman kaybı olarak nitelendirilebilir. Bununla beraber hasta için gerekecek yatak, personel (doktor, hemşire) de düşünülürse maliyetin de yüksek olacağı görülmektedir. Tüm bu olumsuz durumların karşısında, kablosuz bir EKG cihazı düşünülecek olursa: hasta vücuduna bağlanacak daha az sayıda elektrotla beraber hastanın hareket özgürlüğünü kısıtlamadan istenilen sonuca ulaşılabilir. Hastanın hareket özgürlüğü kısıtlanmayacağın1 dan bir yatağa bağlı kalmayıp, günlük hayatına devam edebilecektir. En önemli katkısı ise sürekli izleme yapılabilmesi sonucunda zamansız kalp ritim bozukluklarının gözlemlenmesini sağlayacaktır. Bunun sonucunda ise gerekli teşhis rahatlıkla konulabilecektir. Bütün bu gözlemler sonucunda bu çalışmada kablosuz bir EKG cihazı tasarlanmıştır. Tasarlanan bu cihaz, EKG işaretini hastanın gündelik aktivitelerini etkilemeden sürekli bir biçimde görüntülememizi sağlar. Standart EKG cihazlarından daha küçük boyutta ve daha az maliyetle gerçekleştirilmiştir. Standart bir EKG cihazının katları; EKG işaretini algılayabilmek için kullanılacak elektrotlar, alınan işaretin yükseltilmesi için yükselteç katı, gürültü gibi olumsuz etki yapacak işaretlerle birlikte yükseltilen işaretin içinden sadece EKG işaretlerinin alınmasını sağlayacak filtre katı ve bu işareti işleyip görüntüleyecek olan işaret işleme ve görüntüleme katıdır. Bu sistemde kalbin ürettiği elektriksel sinyaller deri yüzeyinden elektrotlar aracılığıyla algılanır. Elektrotlardan alınan EKG işaretleri mV lar seviyesindedir ve işlenebilmeleri için yükseltilmeleri gerekmektedir. Bu yükseltme işlemi giriş katındaki işlemsel yükselteç devreleri ve bu devrelerin birleşimi olan enstrümantasyon yükselteçleri ile gerçekleştirilir. Bu çalışmada gerçekleştirilen tasarımda giriş katında sağ kol, sol kol ve sağ bacak üzerinden 3 elektrotla elde edilen EKG işaretleri, giriş yükseltecine uygulandıktan sonra istediğimiz frekans değerleri aralığına alınmak için filtrelenmelidir. EKG işaretlerinin 0,5 Hz ile 25 Hz arasındaki frekans spektrumunda açığa çıkması diğer işaretlerin bastırılması için de bir bant genişliği sunmaktadır. Bu nedenle alçak geçiren ve yüksek geçiren filtrelerle oluşturulan bant geçiren filtre için frekans bantgenişliği bu aralıkta seçilip filtrelenmiştir. Filtre katının çıkışında elde edilen elektriksel sinyal vücuttan elektrotlarla algılanan ve yükseltilen sinyal içinden sadece EKG sinyallerinin seçilmesini sağlamıştır. Sistemin bundan sonraki katları ise sinyal işlemeye yöneliktir. Ölçüm sistemi çıkışındaki sinyale bir mikro işlemci sayesinde yüksek çözünürlüklü sayısallaştırma işlemi gerçekleştirilmiştir. Yüksek çözünürlüklü sayısallaştırma ile iletilen sinyalin aslına uygun olarak alıcıda elde edilmesini sağlamıştır. Analog dijital dönüştürme için bir mikro işlemcinin kullanılması sistemin esnek bir yapıda çalışmasını sağlamıştır. Bunu da sistemimizde RF2500-eZ430 haberleşme entegresinin verici kısmında bulunan MSP430F2274 mikro işlemcisi gerçekleştirmektedir. 2 Cihazın buraya kadar anlatılan bölümü ölçüm birimini oluşturmaktadır. Ölçüm biriminde verici kullanılması hastayı yatağa bağlı kalmaktan kurtaracaktır. Alıcı modül çıkışının sayısal olması bu sinyalin herhangi bir port aracılığıyla doğrudan bilgisayara uygulanmasına olanak sağlamıştır. Sistemde görüntüleme birimi olarak bilgisayar kullanılmıştır. Böylelikle EKG sinyalini eş zamanlı olarak izleme imkanı oluşmuştur. 1.1. Literatür Kablosuz EKG cihazı konusunda yapılan benzer çalışmalardan birkaçı aşağıda açıklanmıştır. T. K. Kho ve arkadaşları önerdikleri EKG izleme sisteminin çalışmalarında veri transferi için Bluetooth teknolojisini kullanmışlardır. EKG sensörü ile hastadan elde edilen sinyal bluetooth modüller kullanılıp link ile alıcı tarafa iletilmiştir. Bu sinyal geliştirilen uygulama programı ile alıcı taraftaki bilgisayarda grafik olarak gösterilmiştir [1]. Türkiye’de Gazi Üniversitesi kapsamında yapılan bir çalışma da vardır. Bu çalışmada hasta vücudundan alınan biyopotansiyel işaretler enstrümantasyon yükselteçleri ile güçlendirilerek işlenebilir sinyallere dönüştürülür. Gerçekleştirilen bu çalışmada vücut yüzeyinden elektrotlarla alınan biyopotansiyel sinyallerinin yükseltilmesi ve EKG sinyalinin filtrelenmesi adımları uygulanmıştır. Elde edilen EKG sinyallerinin sayısal iletim teknikleri ile kablosuz olarak iletilebilmesi için mikroişlemci kontrolüyle dijitale dönüştürülmesi ve seri kodlanması işlemleri yapılmıştır. EKG sinyalleri UART veri iletim tekniği kullanılarak ISM bandında 434 MHz frekansta iletilmiştir. Mikroişlemci kontrollü bir alıcı devre ile iletim ortamından alınan EKG sinyalleri demodüle edilerek sayısal sinyal tekrar analog sinyale dönüştürülmüştür. Analog EKG sinyalleri görüntüleme ve kayıt birimlerinde görüntülenerek teşhis amaçlı olarak kullanılabilmektedir [2]. Hasta üzerindeki algılama devresinden RF data linki ile EKG sinyali iletimini mümkün kılan bir sistem çalışması da vardır. Tasarlanan devre vasıtasıyla alınan EKG sinyali yükseltilip filtrelendikten sonra, PIC16f877 mikroişlemci, yazılım ile saniyede 360 defa örnekleyerek sayısallaştırmaktadır. Ardından hastanın bilgilerini RF data linki üzerinden en fazla 200 metreye ulaştırmak üzere yollamaktadır. Başka bir mikroişlemci ile farklı örnekleme miktarlarıyla birlikte gelen data decode edilir ve MATLAB programı üzerinde gösterilir. Tasarlanan sistem grafiksel kullanıcı ara yüzü ile birlikte sunulmuştur [3]. Yukarıda incelenen çalışmalara göre sistemimiz farklılıklar arz etmektedir. Sistemimiz özellikle haberleşme kiti ve mikroişlemci farklılıkları bakımından diğerlerinden ayrılmak3 tadır. Çünkü MSP430 işlemcisi diğer işlemcilere göre daha yeni, daha hızlı ve özellikle düşük güç tüketen bir mikroişlemcidir. Ölçme biriminde sistemin sağlıklı ve uzun ömürlü çalışabilmesi için özellikle düşük güç tüketmesi şarttır. Bu önemli yönü ve kullandığı 2.4 GHz frekans bandı farkıyla diğer çalışmalardan ayrılır. 4 1.2. Zaman Çizelgesi Aşağıda proje dönemi boyunca yapılan çalışmaların aylara göre dağılımı Çizelge 1.1 de verilmiştir. Çizelge 1.1. Çalışma Takvimi Şubat Mart Projenin Seçilmesi X Projeyle ilgili araştırmalar X X X X Projeyle ilgili malzeme seçimi Malzeme temin edilmesi Nisan Mayıs X X X X X Programlama Yazılım X X Proje tezinin yazılması X X Devre Tasarımı 5 2. ELEKTROKARDİYOGRAFİ 2.1. Kalp Hakkında Genel Bilgi Kalp pericardium adındaki bir kesenin içinde yer alır. Basit olarak bir kas kütlesi gibi düşünülebilir. Pericardium iki katmanlı bir dokudur ve kalbi olması gereken pozisyonda tutar. Bunun yanında kalbin çalışması esnasında oluşacak sürtünmeyi azaltmak için bir sıvı salgılamaktadır. Böylece kalbin daha rahat çalışmasını sağlar. Kalbi oluşturan dokulara verilen isim ise epicardium ve myocardiumdur. Kalp dolaşım sisteminin merkezinde yer almaktadır. Kanın dolaşım sistemine pompalanması için hiç durmaksızın çalışmaktadır. Kalp temel olarak iki kulakçık ve iki karıncık olmak üzere 4 odadan oluşmaktadır. Kanın dolaşım sistemine pompalanması esnasında; kulakçıklar kanın depolandığı, karıncıklar ise pompalama işleminin gerçekleştiği odalar olarak görev alır. Kalp kası yapısı itibariyle elektriksel olarak uyarılması durumunda kasılmaktadır. Kasılma önce kulakçıklarda başlar. Bir saniyeden daha kısa bir süre içinde kasılma karıncıklarda devam eder. Kalbin kan ile dolma süresine diyastol denir. Diyastol sırasında karıncık gevşer. Kanın vücuda pompalanma süresine ise sistol denir. Sistol esnasında karıncık kasılır [4]. 2.1.1. Biyopotansiyel Sodyum, Potasyum ve Klorit gibi iyonların insan vücudunda farklı yoğunluklar da bulunmaları bazı hücrelerde iyonik potansiyellerin oluşmasına neden olur. Hücre duvarı seçici geçirgen bir yapıya sahiptir. Bu özelliğiyle birlikte bazı iyonları geçmesine izin verirken bazı iyonların geçişini engeller. Bu durumu etkileyen faktörler iyonların elektriksel yükleri ve fiziksel büyüklükleri gibi bazı kendilerine has özellikleridir. Hücre duvarı kalbin kan ile dolma süresinden potasyum ve klorit iyonlarını geçirirken sodyum iyonlarını daha az geçirmektedir. Bu durumda sodyum iyonlarının hücre dışındaki yoğunluğu hücre içindeki yoğunluğundan daha fazla olacaktır. İki birim sodyum hücre içine alınırken beş birim sodyum hücre dışına atılır. Bu durumda hücre içi ve hücre dışı arasındaki iyon yoğunluk farkları elektriksel bir potansiyel oluşturur. Kalbin dolması sırasında potansiyel fark 70 mV gibi bir değere ulaşır. 6 Hücre elektriksel olarak uyarıldığında hücre duvarının geçirgenlik özellikleri değişir. Bu değişimin sonucunda sodyum iyonlarını geçirgen hale gelir. Sodyum iyonları hücre içine girerken, potasyum iyonları hücre dışına çıkar. Bu süreç hücre içinin hücre dışına göre 20-40 mV arasında pozitif bir değere ulaşmasıyla sonuçlanır. Kanın kalbe dolma potansiyeline sahip hücre polarize olmuş durumdadır. Buna karşın 20-40 mV arası pozitif bir gerilime sahip hücre depolarize olmuştur. Depolarizasyondan sonra yaşanan süreçte hücre potansiyeli tekrar kalbin dolma potansiyeline düşer. Bu sürece repolarizasyon denir. Repolarizasyondaki hücre yeni bir depolarizasyonu önlemeye çalışır. Yeni bir depolarizasyon için repolarizasyonun tam anlamıyla sona ermesi gerekir. Bir depolarizeli hücre çevresindeki hücrelerinde depolarizasyona girmesinde tetikleyici rol alır. Böylece çevre hücrelerde de potansiyel üretimine neden olur [5]. 2.1.2. Kalbin Elektriksel Uyarım ve İletim Sistemi Kalbin elektriksel iletim sistemi SA (Sinoatrial) düğümü, AV (Atrioventricular) düğümü ve kalp kası hücrelerinden oluşur. Şekil 2.1 de görüldüğü gibi SA düğümü sağ kulakçığın hemen girişinde, AV düğümü sağ kulakçığın sol alt bölümündedir. Şekil 2.1. Kalbin Elektriksel Uyarım ve İletim Sistemi [6]. SA düğümü elips şeklinde özel bir kalp kasıdır. Ancak buradaki hücrelerin kasılma yeteneği çok azdır. Buna rağmen uyartıların hepsini diğer hücrelere iletebilir. SA düğümü kalp için bir doğal pil özelliği göstermektedir. Kalp kasılmasının ilk uyartımı buradan baş7 lar. SA düğümü kas hücrelerinde olduğu gibi tümüyle repolarize olmaz. Bu durum pacemaker potential olarak adlandırılmaktadır. SA düğümde oluşan uyartı kulakçık kası hücreleri ile AV düğümüne ulaşır. AV düğümünden de dallanma noktasına yani his demetine, doğru devam eder. Kulakçıkla karıncığın kasılması arasındaki zaman farkı, bu uyartım sürecini etkilemektedir. SA düğümde başlayan uyartı AV düğümüne kısa bir süre içinde giderken, AV düğümünden dallanma noktasına giderken bu süre dört kata kadar fazla olabilir. Uyartı dallanma noktasından geçtikten sonra ikiye ayrılır ve hızla purkinje ağlarının sonuna doğru devam eder. Purkinje ağı yukarı doğru kıvrılmış biçimdedir ve bu sayede karıncıkların tamamına iletim sağlanır ve kasılma gerçekleşir. Kasılma esnasında karıncıklar kulakçıklara doğru yaklaşır. 2.2. Elektrotlar Küçük genlikli biyopotansiyel işaretin alınması ve ölçüm cihazına iletilebilmesi için canlı ile cihaz arasında biyopotansiyel elektrotlar kullanılır. Bu elektrotlar canlıdan ölçüm cihazına doğru bir akım yolu oluşturur. Canlı vücudunda iyonik yüklerle oluşan akım elektrotlarda elektron akımına dönüştürülür. Bu dönüştürme işlemi iyon yoğunluğu fazla olan jel ile gerçekleştirilir. İnsanın deri yapısı elektrolitik özellik gösterir. Bundan dolayı elektrolitik bir çözelti gibi düşünülebilir [7]. Sonuç olarak elektrot ve insan vücudu arasındaki ilişkiyi şekil 2.2 deki gibi elektrot ile elektrolit arasındaki ilişkiye benzetebiliriz. 8 C+ C e- AC+ C e- AC+ C eElektrot Elektrolit I Şekil 2.2. Elektrot-Elektrolit arasındaki ilişki. Bu yapıda elektrolite doğru akım akar. Elektron akışı akımın aktığı yönün tersinde olacağına göre elektrolitten elektrota doğru elektron akar. Pozitif yüklü kalsiyum iyonları elektrottan elektrolite doğru hareket ederken, negatif yüklü iyonlar elektrolitten elektrota doğru hareket eder. Sonuç olarak yüzeyde kimyasal bir tepkime gerçekleşmektedir ve bu kimyasal olay denklem (2.1) ve denklem (2.2) ile ifade edilir. C ↔ Cn+ + ne- (2.1) Am- ↔ me- (2.2) Bir metali içinde kendi iyonlarının bulunduğu bir çözeltiye daldırdığımızda bu tepkimeyi ve half-cell potansiyeli olarak adlandırılan ve elektrotların çeşitlerini oluşturan kavramı anlayabiliriz. Metal çözeltiye daldırıldığında (2.1) denklemindeki ifadeye göre metalden çözeltiye katyon geçişi olur. Çözelti içine katyonlar eklenirken elektronlar metal içinde kalır ve metal ile çözelti arasındaki ara bölgede katyon ve anyon yoğunlukları değişmiş olur. Bu değişmeye bağlı olarak çözeltinin metale yakın ve uzak bölgeleri arasında bir potansiyel farkı oluşur. Bu potansiyel fark half-cell potansiyeli olarak adlandırılır. Metallerin cinsine göre bu half-cell potansiyeli farklı değerler alır. 9 EKG elektrotları güvenilirlik, uzun süreli kullanım, cildi tahriş etmeme, minimum gürültü, düşük maliyet özelliklerine bakılarak seçilir. 2.2.1. Elektrot Devresi Elektrotlar üzerinden geçen akım miktarına göre değişik karakteristik durumları değişiklik göstermektedir. Alınmak istenilen işaretin şekline göre yine elektrotun karakteristiği değişebilir. Örneğin EKG işareti gibi bir işaret alınmak isteniyorsa işaretin frekansı da elektrot karakteristiğini etkiler. EKG işareti için elektrotlar rezistif ve reaktif davranış göstermektedir. Elektrotların bu davranışı şekil 2.3 deki gibi bir devre ile tanımlanabilir. Devrede kapasite elamanı görülmektedir. Bu kapasite elemanının bu devrede yer almasının nedeni half-cell potansiyelidir. Daha önce elektrot-elektrolit temas noktasındaki iyonik yük dağılımları belirtildiği gibidir ve bu durumun sonucu olarak half-cell potansiyeli kapasite elemanı gibi davranır. Şekil 2.3. elektrot devresi. Direnç ve kapasitenin paralel olarak bağlanmasıyla frekansın sıfır olduğu değerlerde elektrot saf omik yük gibi davranır. Paralel bağlanmış direnç-kapasiteye ek olarak half-cell potansiyeli ve bağlantıdan kaynaklanabilecek direnç değeri de devreye eklendi. Aksi takdirde bu devrede kapasite paralel olarak bağlanmamış olsaydı, küçük frekanslarda elektrot devresi çok büyük bir direnç değeriyle karşımıza çıkardı. Ve bunun sonucu olarak herhangi bir işaretin algılanması söz konusu olamazdı. 10 2.2.2. Yüzey Elektrotları İnsan derisinin fizyolojik durumuna göre elektrot ile deri arasında 0,5 kΩ ile 20 kΩ arasında değişen yüksek bir empedans değeri vardır. Bazı durumlarda deri yüzeyi problemlerinden dolayı birkaç 100 kΩ değerlerini de bulabilir Bundan dolayı yüzey elektrotları yüksek empedanslı gerilim kaynakları gibi düşünülmelidir ki bu yüzden kuvvetlendirici elemanın giriş direnci bu dirençten en az 10 kat büyük seçilmelidir. Yani opamplarn giriş dirençleri MΩ lar mertebesinde yani büyük dirençler olmalıdır. 2.3. Elektrokardiyogram SA düğümde üretilen ve kalbin elektriksel iletim sistemi boyunca devam eden elektriksel darbeler kalbin kasılmasını ve bunun sonucunda dolaşım sistemine kanın pompalanmasını sağlar. Bu kasılma kalbin genel yapısını oluşturan kas hücreleri tarafından gerçekleştirilir. Bu hücrelerin kasılması sırasında çok küçük genlikli gerilimler oluşmaktadır. Bu gerilimler sayesinde akımlar oluşur ve bu akımlar vücut yüzeyine doğru dağılır. Akımlar vücut yüzeyinin farklı noktalarına farklı yollardan ulaşacağından, vücut yüzeyinde her yerde aynı gerilimler oluşmayacaktır. Bu farklı gerilimleri yüzey elektrotları alıp gözlemleyebiliriz. Aldığımız değişik gerilimlerin sonucunda ortaya çıkan işarete elektrokardiyogram denir. 2.3.1. EKG İşareti Normal çalışan bir kalpten, elektrotlar yardımıyla alınan EKG işareti şekil 2.4 deki gibi gözlemlenebilir. EKG işareti P - T dalgaları ve Q - R - S kompleksinden oluşmaktadır. Q R - S kompleksi ise Q, R ve S dalgalarından oluşur. Ölçülen EKG işaretinin genliği, elektrotların vücut yüzeyine yerleştirildikleri noktaların kalbe olan uzaklık ve yakınlıkları ile değişmektedir. Elektrotların iki kol ve bir bacağa yerleştirilip yapıldığı ölçümlerde R dalgasının tepe değeri ile S dalgasının tepe değeri arasında yaklaşık ortalama 1.25 mV luk bir potansiyel fark mevcuttur. P dalgasının tepe değeri 0.1 - 0.3 mV değerleri arasındadır. T dalgasının tepe değeri ise 0.2 - 0.3 mV değerleri arasındadır. 11 R T P Q S Şekil 2.4. EKG İşareti 2.3.2. Derivasyonlar Standart EKG cihazlarında ölçüm 2 kol, 2 ayak ve 1 göğüse olmak üzere toplam 5 bölgeden alınan ölçümlerle yapılır. Bu elektrotlar arasında anahtarlama yapılarak ikişerli ikişerli potansiyel fark alınarak ölçüm yapılır. Her bir elektrot çiftinden farklı bilgiler elde edilir. Şekil 2.5 de kalbin elektriksel ekseni gösterilmiştir. Bu eksenler, 6 farklı elektrot bağlantısı baz alınarak oluşturulmuştur. 12 II aVF III Kalbin Solu Kalbin Sağı I aVL aVR Şekil 2.5. Kalbin elektriksel ekseni. 2.3.2.1. Bipolar Derivasyonlar Vücudun farklı iki bölgesinden alınan işaretler işlenerek elektrokardiyogram elde edilir. Üç tip bipolar derivasyon vardır. Bunlar bağlantı I, bağlantı II ve bağlantı II olarak isimlendirilir. Bağlantı I’ de sol kola bağlanan elektrottan gelen işaret yükseltecin pozitif girişine, sağ koldaki elektrottan gelen işaret negatif girişine ve sağ bacaktaki elektrottan gelen işaret yükseltecin çıkışına bağlanır. Bağlantı II’ de sol bacaktaki elektrottan gelen işaret yükseltecin pozitif girişine, sağ koldaki elektrottan gelen işaret negatif girişine, sol koldaki elektrot sağ bacaktaki elektrota kısa devre edildikten sonra sağ bacaktaki elektrot yükseltecin çıkışına bağlanır. Bağlantı III’ de sol bacaktaki elektrottan gelen işaret yükseltecin pozitif girişine, sol koldaki elektrottan gelen işaret negatif girişine, sağ koldaki elektrot sağ bacaktaki elektrota kısa devre edildikten sonra sağ bacaktaki elektrot yükseltecin çıkışına bağlanır. Bu çalışmada bağlantı I kullanılması uygun görülmüştür. Bağlantı I şekil 2.6 da gösterilmiştir. 13 Yükselteç Sağ bacak sürücüsü Sağ Bacak Şekil 2.6. Bağlantı I. Bu üç derivasyon, şekil 2.7 deki Einthoven üçgenini oluşturur. Einthoven’ a göre bu üç bağlantıdan birinin oluşturacağı EKG işareti diğer ikisinden elde edilecek EKG işaretlerinin toplamıdır. Sağ kol Bağlantı 1 Ba ğla ntı 2 Sol kol Bağlantı 3 Sol bacak Şekil 2.7. Einthoven üçgeni. 14 2.3.2.2. Unipolar Derivasyonlar Vücudun farklı üç bölgesinden alınan işaretler işlenerek elektrokardiyogram elde edilir. İki noktadaki elektrotlardan alınan işaretler toplanır ve yükseltecin negatif girişine bağlanır. Seçilen üçüncü noktadaki elektrottan alınan işaret ise yükseltecin negatif girişine bağlanır. aVR bağlantısında sağ kola bağlanan elektrottan alınan işaret yükseltecin pozitif girişine verilir. Sol kol ve sol bacağa bağlanan elektrotlardan alınan işaretler toplanır ve yükseltecin negatif girişine verilir. aVL bağlantısında sol kola bağlanan elektrottan alınan işaret yükseltecin pozitif girişine verilir. Sağ kol ve sol bacağa bağlanan elektrotlarda alınan işaretler toplanır ve yükseltecin negaitf girişine verilir. aVF bağlantısında sol bacağa bağlanan elektrottan alınan işaret yükseltecin pozitif girişine verilir. Sağ ve sol kollara bağlanan elektrotlardan alınan işaretler toplanır ve yükseltecin negatif girişine verilir. Bu üç unipolar bağlantı şeklinde sağ bacaktaki elektrot referans alınarak yükseltecin çıkışına bağlanır. 2.3.2.3. Unipolar Göğüs Derivasyonları Göğüs üzerindeki 6 noktadan elektrotla işaretler yükseltecin pozitif girişine verilirken, sağ ve sol kollar ve sol bacaktan alınan işaretlerin üçü toplanır ve yükseltecin negatif girişine verilir. 15 3. KABLOSUZ EKG CİHAZI TASARIMI 3.1. Giriş Bu bölümde tasarladığımız cihazın devre birimlerinin çalışma prensiplerini ve işlevleri incelenecektir. EKG işareti elektrotlarla alınıp sırasıyla yükseltilecek, filtrelenecek, konumlandırma kuvvetlendirme yapılacak ve verici devredeki mikroişlemci yardımıyla sayısallaştırılacaktır. İletim için sayısal hale getirilmiş olan EKG işareti kablosuz haberleşme verici devresinden alıcı devresine iletilecektir. Alıcı devresinde sayısal haldeki EKG işareti tekrar orjinal haline dönüştürülür ve bir bilgisayarda görüntülenir. Oluşturacağımız cihazı ölçme birimi ve görüntüleme birimi olmak üzere iki bölümde incelenecektir. 3.2. Ölçme Birimi Hasta üzerinde bulunacak bu birim ön yükseltme, filtreleme, konumlandırma ve kuvvetlendirme, sayısal işaret işleme ve verici katlarından oluşur. 3.2.1. Ön yükselteç Katı Canlıdan alınan 0.5 mV – 5 mV arasında değişen küçük genlikli EKG işaretinin işlenmeye uygun hale gelebilmesi için bir ön yükseltme işlemi yapılmaktadır. Bağlantı şekline göre canlıdan alınan iki nokta arasındaki fark alınmaktadır. Enstrumantasyon yükselteci esasında fark yükselteci gibi çalışmaktadır. Fark yükselteci eviren ve evirmeyen girişlerdeki işaretlerin farkını alarak yükseltmektedir, ancak bu işlem yapılırken kullanılan yükseltecin ortak mod reddetme oranının yüksek olması istenir. Bu iki sinyal arasındaki farkın tam olarak bulunması gerekmektedir. Ortak mod reddetme oranı (CMMR) girişteki sinyallerin ortak olan bileşenlerini bastırma oranıdır. Şekil 3.1 de temel bir fark kuvvetlendiricisi gösterilmiştir. 16 Şekil 3.1. Temel fark kuvvetlendiricisi. Yukarıdaki şekilde kuvvetlendiricinin fark alma işlemi, girişlerin akım için açık devre, gerilim için kısa devre yapılmasıyla, gerekli çevre denklemleri ve düğüm denklemleri yazılarak çözecek olursak (3.1), (3.2) ve (3.3) denklemleri elde edilir. V5 = i= V4 x R4 R3+ R4 V3− V5 R3 = (3.1) V5− V0 R4 V0 = V4 − V3 x (3.2) R4 R3 (3.3) Son denklemlerden de görüldüğü gibi girişteki işaret farkımız R4/R3 oranında çıkışımızdan alınmaktadır. Fark yükseltecimizin kazancı (3.4) denklemi yardımıyla bulunur. Gf = çıkış giriş = R4/R3 (3.4) 17 Teorikte eğer girişlerimizdeki işaretler aynı olursa çıkışımız sıfıra eşit olur ama pratikte direnç değerlerinin tam olarak aynı olmaması çıkışta küçükte olsa bir gerilim elde etmemizi neden olur. Ortak mod kuvvetlendirme oranımız Gc = 0 olması gerekirken gerçekte sağlanmaz. Biyomedikal işaret yükselteç tasarımında CMMR yükseltecimizin kalitesini belirleyen parametredir. Elektrod ile ölçüm alınan devrelerde elektrotlarda bir dc gerilim endüklenir ve ortak modlu potansiyel gerilim oluşur. Tek yükselteç kullanılarak yapılan fark yükseltme devrelerinde CMRR oranı yeterince iyi sonuç vermemektedir. Yüksek empedansa sahip elektrotlar ön yükseltecimizin kaynağıdır. Yüksek empedanslı kaynaklarda kaynaktan maksimum işaret alabilmek için empedans uyumluluğu sağlanmalıdır. Bunun için kaynak öncelikle yüksek giriş empedanslı gerilim izleyici devrelere bağlanarak empedans uygunluğu sağlanır. Elektrodlardan alınan sinyalin yüksek empedanslı gerilim izleyici devreye bağlandıktan sonra fark yükselteciyle farkının alınmasıyla ön yükselteç devremiz maksimum giriş sinyali alabilmemiz için uygun hale gelir. Şekil 3.2 de gördüğümüz fark kuvvetlendirici devresi yüksek kaynak empedanslı biyolojik işaretlerin ölçümünde ön yükseltme devresi olarak kullanılmaktadır. Şekil 3.2. Üç op - amplı fark kuvvetlendiricisi. Devrenin eviren ve evirmeyen girişindeki işaretlerin aynı olduğunu V1 = V2 = V düşünürsek Vo çıkışımız ve kazancımız aşağıdaki gibi bulunur. 18 V1 = V2 = V olduğunda R1 direncinden akım akmayacağı için V3 = V4 olmakta ve ortak modlu işaret kazancımız Gc = 1 olarak bulunur. Girişlere farklı işaretler uygulandığında ise R1 direnci uçlarında V1 – V2 gerilimi oluşur. R1 direnci üzerinden akım akmaya başlar. V1 – V2 çıkışımız ise bu durumda denklem (3.5) deki gibi bulunur. Denklem (3.6) ve (3.7) yardımıyla denklem (3.8) deki CMRR ifadesi elde edilir. çıkış giriş = CMRR = V1 - V2 = i x R1 (3.5) V4 - V3 = i x (2R2 + R1) (3.6) V4−V3 (3.7) V1−V2 = 2R2 + R1 R1 𝑓𝑎𝑟𝑘 𝑘𝑎𝑧𝑎𝑛𝑐 ı 𝑜𝑟𝑡𝑎𝑘 𝑖ş𝑎𝑟𝑒𝑡 𝑘𝑎𝑧𝑎𝑛𝑐 ı = Gf olur. = 2R2 + R1 R1 . (3.8) Yukarıdaki ilk katımızın CMRR si ile önceden bulduğumuz ikinci katın CMRR si çarpılarak ön yükseltme katımızın CMRR değeri yükselmiş olur. Katımızın toplam kazancı ise iki yükselteç devremizin kazançları çarpımıdır ve denklem (3.9) da gösterilmiştir. Av = 2R2 + R1 R1 x R4 (3.9) R3 İkinci yükselteçten akacak akımı belirleyen R4 direnci ile CMRR değiştirilebilmektedir. Kazanç ifadesine baktığımızda R2 ve R1 direnç değeriyle değişmektedir. R2 direnci devremizde iki tane bulunup değiştirildiğinde birbirlerine eşit olmama problemi yaratacağından, R1 direnci ayarlı direnç seçilerek kazancımızda değişiklik yapılabilmektedir. Ön yükselteç devresi iki op - amp tan oluşan yüksek empedanslı gerilim takip eden ilk kat ile fark kuvvetlendirme işlemi yapan ikinci kattan oluşur. Oldukça basit yapıda olan bu devre entegre devresi olarak farklı firmalar farklı kalitelerde üretmektedir. 19 Gürültüyü azaltmak için ön kuvvetlendiricinin şu özelliklere sahip olması istenir; kuvvetlendiricinin giriş direnci, EKG işaretinin algılandığı frekans aralığında, kaynak direncinin en az 1000 katı büyüklüğünde olmalıdır. Bunun için kuvvetlendirici giriş katı izleyici olarak tasarlanmıştır. Bu kuvvetlendiriciler yüksek kazançlı olduğundan, giriş katlarındaki küçük dengesizlik gerilim kaymaları çıkışta büyük gerilim değişimlerine neden olacaktır. Bunun önüne geçilmesi için giriş katlarında dengesizlik (kayma, ofset) gerilimleri ve ofset kaymaları küçük olan kuvvetlendiriciler kullanılmalıdır.Fark kuvvetlendiricisi yardımıyla aynı fazdaki bozucu gerilimlerin etkisiz hale getirilebilmeleri için, giriş katlarında, CMMR si 50Hz'de l00 dBnin üzerinde olan enstrumantasyon devresi kullanılmıştır. Gürültü değerinin düşük olması da dikkate alınmıştır. Devrede ön yükseltme entegresi olarak AD 620 entegresi kullanılmıştır. AD 620 entegresinin kataloğunda bulunan özellikleri çizelge 3.1 de verilmektedir. Çizelge 3.1. AD 620 özelllikleri. Koşul Minimum Ortalama Maksimum Kazanç - 1 - 10000 CMRR Gain =100 110 dB - 130 dB gü- F= 1 kHz - 9 nV/ 𝐻𝑧 13 nV/ 𝐻𝑧 Çıkış gü- F= 1 kHz - 72 nV/ 𝐻𝑧 100 nV/ 𝐻𝑧 Giriş rültüsü rültüsü Entegrenin kataloğunda belirtilen kazanç formülü (3.10) ile istenilen kazanç için Rg direnç değeri seçimi yapılır. kazanç = 1 + 49.4 kΩ (3.10) Rg AD620 nin uygulama şeması şekil 3.3 de gösterilmiştir. Rg direncinin uçlarından dirençler vasıtasıyla sağ bacak sürücü devresine giriş yapılır. AD620 nin eviren ve evirmeyen girişlerinden hastanın sağ ve sol kollarına bağlantı yapılır. 20 Hastaya Sağ Bacak Sürücü Devresine 22 k Rg 22 k Şekil 3.3. AD620 uygulama şeması. Ön yükseltme katımızda ayrıca ortak modlu işaretleri bastırmak için sağ bacak sürücü devresi kullanılmıştır. AD620 çıkışındaki işaret sağ bacak sürücü devresinde terslendirilerek tekrar sağ bacaktan vücuda verilmektedir. Vücut üzerinde CMMR için sanal bir toprak gerilimi oluşturulmaktadır. OP - 07 entegresi kullanılarak sağ bacak sürücü tasarımı gerçekleştirilmiştir. Ön yükselteç katının sürücü devre eklenmiş ve elektrod bağlantılarından I nolu bağlantı şekli kullanılarak yapılan tasarımı şekil 3.4 deki devre haline gelmiştir. 21 Şekil 3.4. Ön yükselteç Katı 3.2.2. Filtre Katı EKG işaretimizin frekansı 0.5 Hz ile 25 Hz arasındadır. Dolayısıyla 0.5 Hz kesim frekanslı yüksek geçiren ve 25 Hz kesim frekanslı alçak geçiren filtre yeterli olmaktadır. Kesim frekansı 25 Hz olan alçak geçiren filtrenin belirlenmesinde 50 Hz olan şebeke gürültüsünü bastırma düşüncesi etkin olmuştur. 50 Hz şebeke gürültüsünün bu şekilde bastırılmış olması sonucunda standart EKG cihazlarında kullanılan 50 Hz merkez frekanslı notch filtre kullanımına ihtiyaç kalmamıştır. Kesim frekansı 25 Hz yani 3 dB ve durdurma frekansı 50 Hz yani 30 dB olarak belirlenen filtrenin derecesi chebyshev normalize filtre karakteristiğinden yararlanılarak 4. derece olduğu belirlendi. Çizelge 3.2 deki chebyshev filtre kutup noktaları tablosundan yararlanılarak 4. derece bir filtrenin kutup noktaları belirlendi. 22 Çizelge 3.2. Chebyshev filtre kutup noktaları. Derece Reel İmajiner 2 0.6104 0.7106 3 0.3490 0.8684 0.6979 4 5 0.2177 0.9254 0.5257 0.3833 0.3842 0.5884 0.1468 0.9521 0.4749 6 0.3916 0.2590 0.2867 0.7077 0.1049 0.9667 4. derece Chebyshev filtrenin kutupları: S1= -0.2177- j0.9254 S2= 0.2177+ j0.9254 S3= 0.5257- j0.3833 S4= -0.5257 +j0.3833 şekil 3.5 de gösterildiği gibidir. Şekil 3.5. Dördüncü dereceden chebyshev filtrenin kutupları. 23 Bu kutup değerleriyle normalize eş değer filtre devremizin transfer fonksiyonunu yazabiliriz. Transfer fonksiyonu T(s) denklem (3.11) ile ifade edilir. Ts = 1 (3.11) s 4 +1.486s 3 +2.948 s 2 +1.88s+1.548 Çizelge 3.3 den yararlanılarak normalize eş değer filtre devresinin kondansatör değerleri belirlenmiştir. Çizelge 3.3. Chebyshev filtre kondansatör değerleri. Derece C1 C2 2 1.638 0.6955 3 6.653 1.825 4 1.900 1.241 4.592 0.2410 4.446 2.520 6.810 0.1580 2.553 1.776 3.487 0.4917 9.531 0.1110 5 6 Normalize eş değer filtrede direnç değerlerini 1 Ω olarak seçiyoruz. Böylece gerçek devredeki değerini bulmada kolaylık sağlar. Bu eleman değerlerine göre normalize eş değer filtre devremiz frekans devresinin normalize eş değeri şekil 3.6 de gösterilmiştir. 24 Şekil 3.6. Filtre normalize eşdeğeri. Bu normalize eş değer devre 3 dB zayıflatmayı 1 rad/s de oluşturmaktadır. 3 dB zayıflatmayı kesim frekansına getirebilmek için normalize olarak oluşturduğumuz devrede empedans ve frekansın asıl devre değerlerine çekmemiz gerekmektedir. Gerçekleyeceğimiz devrenin kesim frekansı için; 2*pi*25=157 rad/s de 3 dB zayıflatma olacaktır. Durdurma frekansı için; 2*pi*50=314 rad/s de 30 dB zayıflatma olacaktır. Bundan dolayı normalize eş değer filtre devresi 2 rad/s de 30 dB zayıflatma değerine ulaşır. Gerçekleştireceğimiz devrenin eleman değerlerini bulmak için frekansı ve empedansı ölçeklememiz gerekmektedir. Frekans ölçeği (FÖ) denklem (3.12) ile oluşturulurken empedans ölçeği (EÖ) ise denklem (3.13) ile oluşturulmuştur. FÖ = İstenilen Frekans EÖ = (3.12) Bilinen Frekans İstenilen Direnç (3.13) Bilinen Direnç Bu denklemlere göre frekans ölçeği FÖ=157/1=157 olarak bulunur. Gerçeklenecek devrede 330 kΩ değerli dirençler kullanılacaktır. Bundan dolayı empedans ölçeği EÖ=330000 olarak alınır. Gerçek devredeki direnç değerleri frekans değişiminden etkilenmeyeceği için denklem (3.14) deki gibi frekans ölçeğinden bağımsız olarak, kondansatör değerleri ise denklem (3.15) ten yararlanılarak bulunur. 25 C’ = C (3.14) FÖ x EÖ R’ = R x EÖ (3.15) Sonuç olarak gerçeklenecek olan filtre devresindeki eleman değerleri; R= 330 kΩ, C1’= 36 nF, C2’= 23.9 nF, C3’= 88.6 nF, C4’= 4.65 nF olarak tespit edildi. Bulunan kapasite değerlerinin tam karşılığı olmadığından, bu değerlere en yakın kapasitelerle oluşturulan devre şekil 3.7 de gösterilmiştir. Şekil 3.7. Alçak geçiren filtre. Yaptığımız filtre devresinin değişik frekanslarda giriş çıkış gerilimleri üzerinden, kazanç değerleri hesaplanmıştır ve çizelge 3.4 de gösterilmiştir. Çizelge 3.4. Alçak geçiren filtre kazanç değerleri Frekans Giriş Çıkış Kazanç dB 5 0.5 1.004 2,008 6.1 dB 15 0.5 1,028 2,056 6,2 dB 20 0.5 1,048 2,096 6,4 dB 25 0.5 0,827 1,654 4,4 dB 30 0.5 0,389 0,779 -2,2 dB 45 0.5 0,056 0,113 -18.9 dB 50 0.5 0,036 0,072 -22.8 dB 26 Daha önce EKG işareti çok küçük genlikli olduğundan ön yükseltme yapıldı. Bu ön yükseltme işlemi kazancı yüksek yükselteç devresiyle yapıldı. Yükseltecin girişindeki küçük genlikli EKG işaretindeki küçük değişimler kazancın yüksek olması sebebiyle yükselteç çıkışında büyük genlikli değişimlere sebep olur. Bu kayma gerilimi olarak tanımlanır. Bu kayma gerilimini ortadan kaldırmak gerekir. Bunun için kesim frekansı 0.5 Hz olan yüksek geçiren bir filtre tasarlanmıştır. Denklem (3.16) da bu filtreye ait transfer fonksiyonu ve şekil 3.8 de tasarlanan filtre gösterilmiştir. Ts = 0.33s (3.16) 0.33s+1 Şekil 3.8. Yüksek geçiren filtre. 3.2.3. Konumlandırma ve Kuvvetlendirme Katı 0.5-5 mV mertebesindeki EKG işareti ön yükselteç katında 0.5 V a yükseltilir ve filtre katında filtrelenir. Sayısal işaret işleme katında kullanılan kit üzerindeki mikro işlemcinin analog dijital dönüştürücüsü işaretleri sayısallaştıracaktadır. Örnekleme yapılırken EKG işaretinde oluşabilecek kayıpların önüne geçmek ve daha kaliteli bir işaret için, işaretin tamamını pozitif eksene kaydırmak gerekir. Bunun için EKG işaretine bir dc seviye eklenir. EKG işaretini pozitif eksene kaydırmak yani konumlandırmak için evirici toplayıcı bir devre kullanılır. Konumlandırma devresi şekil 3.9 de verildiği gibidir. 27 Şekil 3.9. EKG İşaret Konumlandırma Devresi. Konumlandırılan EKG işaretinin tekrar yükseltilmesi gerekir. Şekil 3.10 da konumlandırma kuvvetlendirme devresi gösterilmektedir. Bu devrede 50 kΩ luk trimpotla üretilen dc seviye EKG işaretiyle toplanır. Ardından elde edilen işaret 0-5 V arasına kuvvetlendirilir. Bu devrenin kuvvetlendirme işlemini yapan kısımdaki kazanç 8 civarındadır. Sonuç olarak çıkışta gözlenecek EKG işareti tepeden tepeye 4 V olabilir. Şekil.3.10. Konumlandırma kuvvetlendirme devresi. 3.2.4. Sayısal İşaret İşleme ve Verici Katı İşaret işleme katında kullanılmak üzere Texas Instruments firmasının MSP430F2274 mikro işlemcisi seçilmiştir. Verici katının merkezinde Texas Instruments firmasının CC2500 RF haberleşme modülü yer almaktadır. 28 Çalışmamızda eZ430-RF2500 kiti kullanılmıştır. Bu kit üzerinden MSP430F2274 mikro işlemcisi ve CC2500 modülü birlikte yer almaktadır. Mikro işlemci ve CC2500 kendi aralarında SPI haberleşmesi yapar. Bu kitte bulunan hem mikro işlemci hem de haberleşme modülü çok düşük güç harcadıklarından çalışmamıza uyumluluk göstermişlerdir. Çünkü tasarladığımız cihazda ölçme biriminde bulunan işaret işleme ve verici katının beslemesi piller üzerinden yapılacağı için düşük güç tüketimi sistemimiz için çok önemlidir. İşaret konumlandırma ve kuvvetlendirme katından alınan EKG sinyali mikro işlemcimizin analog dijital dönüştürücü modülü ile sayısallaştırılmaktadır. 0.5 Hz – 25 Hz frekans aralığındaki EKG işaretimizin örnekleme frekansı Nyquist kriteri gereği minimum 50 Hz olmalıdır. Çalışmamızda ise kaliteli bir grafik elde edebilmek için örnekleme frekansı fö = 1 kHz olarak belirlenmiştir. Mikro işlemcide sayısallaştıran işaret SPI haberleşmesi ile CC2500 RF transceiver modülüne aktarılır. Transceiver modülünde transmitter özelliği aktif edilerek CC2500 RF alıcı modülüne gönderilir. Verici kitin içeriği şekil 3.11 de verildiği gibidir. Batarya MSP430F2274 64 byte RX FIFO +MSP430 Hata Ayıklayıcısı CC2500 18 pin girişi 64 byte TX FIFO Şekil 3.11. Verici katı 3.3. Görüntüleme Birimi Görüntüleme birimi alıcı kiti ve EKG işareti görüntülenmek üzere bir bilgisayardan oluşmaktadır. Verici modülden gönderilen işaret alıcı modüle kayıba uğramadan sayısal bir işaret olarak ulaşmaktadır. Alınan sayısal işaret bilgisayarın COM portu üzerinden JAVA ortamına aktarılır. Yazılan JAVA ara yüzü aracılığıyla EKG işaretinin izlenmesi sağlanır. Alıcı kitinin içeriği şekil 3.12 de verildiği gibidir. 29 USB MSP430F2274 64 byte RX FIFO +MSP430 Hata Ayıklayıcısı CC2500 18 pin girişi 64 byte TX FIFO Şekil 3.12. Alıcı katı. 4. Sonuçlar Sistem anlatılanlara göre devreye aktarılmış, üzerinde gerekli ölçümler yapılıp bazı değerler elde edilmiş ve sağlıklı veriler elde edilmiştir. Buna göre sistemin bazı katlarındaki elde edilen sonuçlar aşağıda belirtilmiştir. 4.1. Filtreleme Katı Sonuçları Filtreleme katı devresinin girişine verilen belli gerilim ve farklı frekans değerleri için çıkışta elde edilen gerilimler, kazanç değerleri ve bunların dB cinsinden değerleri çizelge 4.1 de gösterilmiştir. 30 Çizelge 4.1. Filtre katı çıkış ve kazanç değerleri Frekans Giriş Çıkış Kazanç dB 5 0.5 1.004 2,008 6.1 dB 15 0.5 1,028 2,056 6,2 dB 20 0.5 1,048 2,096 6,4 dB 25 0.5 0,827 1,654 4,4 dB 30 0.5 0,389 0,779 -2,2 dB 45 0.5 0,056 0,113 -18.9 dB 50 0.5 0,036 0,072 -22.8 dB Filtre devresinin girişten verilen 0.5 Hz ile 25 Hz arasındaki frekans değerlerini çıkışa aktarıp 25 Hz den yüksek frekans değerlerini bastırması gerekmektedir. Tasarlanan devrenin bunu iyi bir şekilde gerçekleştirildiği çizelge 4.3. den görülmektedir. Özellikle şebeke gerilimi frekansı olan 50 Hz’in bastırılması gürültü açısından önemli olduğu için bu değerdeki sonuç önemlidir. Sözü edilen filtre bu frekans değerinde 22.8 dB bastırma yaparak iyi bir sonuç elde edilmesini sağlamıştır. 4.2. Konumlandırma ve kuvvetlendirme katı ve görüntüleme birimi sonuçları Tasarlanan sistemde hastadan elde edilen EKG verisinin haberleşme katı aracılığıyla alıcı birimine gönderilmeden önce en son işlendiği yer konumlandırma ve kuvvetlendirme katıdır. Yani EKG sinyalinin karakteristiğinin gözlemlenmesinde referans olarak bu katın çıkış verileri sistemin değerlendirilmesi açısından önemlidir. Şekil 4.1 ve şekil 4.2 de farklı iki kişiden elde edilen EKG işaretleri gösterilmiştir. 31 Şekil 4.1. Mehmet MAZLUM’dan elde edilmiş EKG işareti. 32 Şekil 4.2. Yusuf CANSEVER’den elde edilmiş EKG işareti Görüntüleme Biriminde elde edilen ve görüntülenen sinyaller Konumlandırma ve Kuvvetlendirme katında elde edilen sinyallere yakınlık göstermiştir. Genel olarak bu veriler ışığında elde sonuçlar çizelge 6.2 de verilmiştir. Çizelge 4.2 ye göre sol tarafta EKG sinyaline göre baz alınan bazı değerlendirme koşulları ve karşılarında bu koşullara göre elde edilen değerler belirtilmiştir. 33 Çizelge 4.2. Deneysel Sonuçlar. Hastadan elde edilen EKG sinyali genliği Kişi sağlık durumu ve ortama göre 2V ve (tepeden tepeye) 5V arasında P,T dalgaları Q - R - S kompleksi Açık şekilde gözlemlendi RF iletilme mesafesi (Açık alan) 30 metre RF iletilme mesafesi (Kapalı alan) 6metre 5. Yorum ve Değerlendirme Bu projenin gerçekleştirilmesi sonucunda hastanın yaşam kalitesi yükseltilir, sağlık personelinin enerji ve zamandan tasarruf etmesine ve uzaktan hasta izleme alanına katkıda bulunulur. Şöyle ki bu projede elde edilen ve görüntülenen EKG işareti kaydedildikten sonra internet ortamına aktarılabilir, sonra gerekli sistemin kurulması ile beraber bir hastaneye veya bir izleme merkezinde görüntülenebilir hale getirilebilir. Sistem daha da geliştirilebilirse oluşturulan bir ara yüz sayesinde kalp ritminde oluşabilecek bozulmalar halinde bir sağlık birimine otomatik olarak alarm gönderilip hastaya yardım ekibi yönlendirilmesi yine otomatik olarak yapılabilir ve hayati risklerin bir nebze önüne geçilebilir. Başka bir yaklaşım ise şöyle olabilir; görüntüleme ve işareti gerekli birimlere gönderme fonksiyonu bilgisayardan bağımsız hale getirildikten sonra tıbbi ölçümler için özel ve hızlı bir ağ kurulabilir ve gerekli alt yapı sağlanırsa hastaların evden ya da herhangi bir yerden sağlık durumunun gözlenmesi sağlanabilir. 34 KAYNAKLAR [1] T. K. Kho, R. Besar, Y. S. Tan, K. H. Tee and K. C. Ong, “Bluetooth-enabled ECG Monitoring System”, in TENCON, 2005, pp. 1-5, 21-24 Nov. 2005. [2] E. Kabalcı, “Pc Tabanlı Kablosuz EKG Biyotelemetri Sistemi Tasarımı ve Yapımı”, Yüksek Lisans Tezi, Elektronik ve Bilgisayar Eğitimi, Gazi Üniversitesi, Ankara, Türkiye, Haziran. 2006. [3] R. J. Oweis and A. Barhoum. “PIC microcontroller-based RF wireless ECG monitoring system”, Journal of Medical Engineering & Technology, Vol. 31, No. 6 November/December 2007. [4] John E. Hall, Guyton and Hall Textbook of Medical Physiology, 1st ed., Saunders, 2010. [5] J. J. Carr and John M. Brown, Introduction To Biomedical Equipment Technology, 3rd ed., Prentice Hall, 1993. [6] (1996) Texas Heart Institute web sitesi. Available: http://www.texasheart.org/ [7] John G. Webster, Medical Instrumentaion Application and Design, 2nd ed., John Wiley&Sons, 1995. 35 Karadeniz Teknik Üniversitesi Mühendislik Fakültesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü STANDARTLAR VE KISITLAR FORMU EK-1 Standartlar ve Kısıtlar Formu Tasarım Projesinin hazırlanmasında Standart ve Kısıtlarla ilgili olarak, aşağıdaki soruları cevaplayınız. 1. Projenizin tasarım boyutu nedir? Açıklayınız. Yapılan proje insan üzerine tasarlanmış ve de uygulanmıştır. Proje de değişiklikler yapılarak başka canlılar içinde sürekli bir izleme sağlanabilir. 2. Projenizde bir mühendislik problemini kendiniz formüle edip, çözdünüz mü? Uygulama esnasında birçok problemle karşılaşıldı. Özellikle devrelerin tasarlanması ve uygulanması esnasında problemler oldu. Bu problemlere karşı kendi bakış açımızla yaklaşarak çözdük 3. Önceki derslerde edindiğiniz hangi bilgi ve becerileri kullandınız? Devrelerin tasarımı sırasında teorik bilgi için Elektrik Mühendisliğinin Temelleri, Elektroniğe Giriş, Elektronik I ve Elektronik II gibi derslerde görülen bilgilerden yararlanıldı. Devrelerin gerçekleştirilmesi sırasında ise Labaratuvar derslerinde edindiğimiz bilgi ve tecrübeyi pratiğe aktardık. 4. Kullandığınız veya dikkate aldığınız mühendislik standartları nelerdir? IEC 60086 Birincil nesil bataryalarla ilgili, IEC 62366 Medical devices – Medikal cihazların mühendislik uygulamasında kullanılışı ile ilgili, IEC 61508 :Programlanabilir cihazların güvenliği ile ilgili, IEC 60559 :Mikroişlemciler ile ilgili, IEEE 802.15.4 : Kablosuz düşük mesafe kişisel alan ağı ile ilgili gibi standartlar dikkate alınmıştır. 5. Kullandığınız veya dikkate aldığınız gerçekçi kısıtlar nelerdir? a) Ekonomi: Projenin maliyeti dikkate alındığında standart bir EKG cihazına göre düşük bir maliyetle gerçeklenmiştir. b) Çevre sorunları: Projenin çevreye her hangi bir zararı yoktur. Çevre sorunu olmak bir yana insan hayatını kolaylaştırıcısı bir etkisi bulunmaktadır. 36 Karadeniz Teknik Üniversitesi Mühendislik Fakültesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü STANDARTLAR VE KISITLAR FORMU c) Sürdürülebilirlik: Yapılan proje, günümüz standartlarında çok fazla çalışma yapılmamış bir uygulama olduğundan geliştirilmeye uygun bir projedir. d) Üretilebilirlik: Proje uygun maliyeti ve malzemesi dolayısıyla üretilebilirliği kolaydır. e) Etik: Gerçekleştirilmeye çalışılan projenin başından itibaren öğrencilik ve mühendislik etik değerleri göz önünde bulundurulmuştur. f) Sağlık: Tasarımını yaptığımız projenin sağlık açısından hiçbir etkisi bulunmamakla birlikte, insan sağlığına büyük ölçüde katkı sağlayacaktır. g) Güvenlik: Projede insan sağlığı söz konusu olduğu için herhangi bir güvenlik sorunu oluşacağı düşünülmemiştir. h) Sosyal ve politik sorunlar: Herhangi bir sorun oluşturmamakla birlikte sosyal hayata katkı sağlayacak bir proje hedeflenmektedir. Projenin Adı KABLOSUZ EGK CİHAZI TASARIMI Projedeki Mehmet MAZLUM, İsmail YILMAZ, Yunus AKSOY, Yusuf CANSEVER Öğrencilerin adları Tarih ve İmzalar 37 EK-2 Maliyet Hesabı Malzeme ve Harcamalar listesi Dirençler ve kapasiteler 30 TL eZ430-RF2500 haberleşme kiti 100 TL Medikal ölçüm için malzemeler 50 TL Devre yapımı için malzemeler 75 TL İşlemsel yükselteçler 75 TL Diğer harcamalar 50 TL Toplam 380 TL 38 EK-3 Hasta Bağlantı Birimi Devre Görüntüsü 39 ÖZGEÇMİŞ Mehmet Mazlum 1 Ağustos 1972 tarihinde Trabzon’da doğdu. İlköğretim ortaöğretim ve lise eğitimini Trabzon’da tamamladı. 2008 yılında Karadeniz Teknik Üniversitesi ElektrikElektronik Mühendisliği bölümünde daha önce yarıda bıraktığı lisans eğitimine başladı. İsmail Yılmaz 12 Temmuz 1989 tarihinde Antakya’da doğdu. İlköğretim eğitiminin ilk 2 senesini Malatya’da, kalan 6 senesini ve ortaöğretimini Antakya’da tamamladı. 2008 yılında kazandığı Karadeniz Teknik Üniversitesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği bölümünde lisans eğitimine başladı. Yunus Aksoy 5 Kasım 1990 tarihinde Denizli Acıpayam’da doğdu. İlköğretim ve ortaöğretim eğitimini Denizli’de tamamladı. 2008 yılında kazandığı Karadeniz Teknik Üniversitesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği bölümünde lisans eğitimine başladı. Yusuf Cansever 9 Kasım 1988 tarihinde Konya Meram’da doğdu. İlköğretim ve ortaöğretim eğitimini Konya’da tamamladı. 2008 yılında kazandığı Karadeniz Teknik Üniversitesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği bölümünde lisans eğitimine başladı. 40
