Bezprzewodowe urządzenie do monitorowania stanu …eniqma.prosta.pl/_files/dyplom_inz plus wykrojnik/Marci… · Web viewZ tego względu ostateczna diagnoza musi być zawsze postawiona

P O L I T E C H N I K A W A R S Z A W S K A

WYDZIAŁ ELEKTRONIKI I TECHNIK INFORMACYJNYCH

INSTYTUT RADIOELEKTRONIKI

Rok akademicki 2008/2009

P R A C A D Y P L O M O W A M A G I S T E R S K AP R A C A D Y P L O M O W A M A G I S T E R S K A

MM A R C I NA R C I N A A N D R Z E JN D R Z E J D D Ę B I Ń S K IĘ B I Ń S K I

ANALIZA, PROJEKT I REALIZACJA WYBRANYCH UKŁADÓW

WZMACNIACZY SYGNAŁÓW EKG

Opiekun pracy:

d r i n ż . G r z e g o r z D o m a ń s k i

Ocena: ………………………………………

………………………………………

S P I S T R E Ś C I

podpis Przewodniczącego Komisji Egzaminu Dyplomowego

2

SPECJALNOŚĆ: ELEKTRONIKA I INFORMATYKA W MEDYCYNIE

Data urodzenia: 10 grudnia 1984 r.

Data rozpoczęcia studiów: 1 października 2007 r.

ŻYCIORYS

Urodziłem się 10 grudnia 1984 r. w Siedlcach. W latach 1991 – 1999 uczęszczałem do

Szkoły Podstawowej nr 12 w Siedlcach. We wrześniu 1999 roku rozpocząłem naukę w

II Liceum Ogólnokształcącym im. Św. Królowej Jadwigi w Siedlcach, w klasie o profilu

matematyczno-fizycznym. Po czterech latach edukacji w szkole średniej zdałem

egzamin dojrzałości i od października 2003 roku rozpocząłem studia wyższe na

Wydziale Elektroniki i Technik Informacyjnych Politechniki Warszawskiej. Po uzyskaniu

w 2007 roku tytułu inżyniera za pracę „Bezprzewodowe urządzenie do monitorowania

stanu układu krążenia”, kontynuowałem edukację na studiach drugiego stopnia.

Wybraną przeze mnie specjalnością jest Elektronika i Informatyka w Medycynie, która

umożliwia mi rozwijanie zainteresowań skupionych wokół medycyny oraz szeroko

rozumianych technik informacyjnych.

……………………………………………

podpis

EGZAMIN DYPLOMOWY

złożył w dniu ...........................................................................

z wynikiem ...............................................................................

Ogólny wynik studiów.........................................................

Dodatkowe uwagi i wnioski Komisji:

........................................................................................................

........................................................................................................

STRESZCZENIE

Celem niniejszej pracy było zaprojektowanie oraz wykonanie bezprzewodowego

urządzenia do nieinwazyjnego pomiaru stanu układu krążenia w warunkach

pozaszpitalnych, ze szczególnym uwzględnieniem pacjentów z przewlekłymi chorobami

serca. W rezultacie zrealizowany został system do monitorowania sygnału

elektrokardiograficznego. Przyjęto, że zbieranie i gromadzenie informacji związane ma

być z wykorzystaniem systemu komputerowego klasy PC. W związku z tym stworzono

odpowiednie oprogramowanie akwizycyjne umożliwiające realizację tego zadania. W

końcowym etapie prac przeprowadzono również badania pacjentów, które dowiodły,

że wykonany układ działa prawidłowo.

WWIRELESSIRELESS CIRCULATORYCIRCULATORY SYSTEMSYSTEM MONITORINGMONITORING DEVICEDEVICE

SUMMARY

The aim of the work was to develop and design the wireless medical device that pro-

vides noninvasive information about the circulatory system. As a result, the medical

supporting system was realized for monitoring the ECG signal on PC of human with

chronic heart disease in their living surroundings. Within the project the hardware

part, embedded software and PC application was proposed, described and built. The

patient examination, which confirmed usefulness of the device, was performed.

Moim Rodzicom

Składam serdeczne podziękowania opiekunowi pracy –

Panu dr. inż. Grzegorzowi Domańskiemu – za życzliwą pomoc w jej realizacji, a także za cierpliwość i wyrozumiałość podczas wszystkich etapów jej tworzenia.


7


Spis treści........................................................................................................................................ 6

1 Wstęp........................................................................................................................................... 8

1.1 Cel pracy........................................................................................................................................... 10

1.2 Zakres pracy....................................................................................................................................10

2 Zasady odbioru sygnału EKG............................................................................................. 12

2.1 Wprowadzenie...............................................................................................................................12

2.2 Powstawanie sygnału EKG.......................................................................................................14

2.3 Elektrokardiogram.......................................................................................................................17

2.4 Rodzaje odprowadzeń................................................................................................................20

2.4.1 Wstęp ....................................................................................................................................................... 20

2.4.2 Rys historyczny.....................................................................................................................................21

2.4.3 Odprowadzenia elektrokardiograficzne....................................................................................21

2.5 Podstawowe układy odbioru EKG.........................................................................................25

2.5.1 Standardowe EKG................................................................................................................................25

2.5.2 Wielokanałowa rejestracja EKG (mapping).............................................................................26

2.5.3 EKG ambulatoryjne Holtera.............................................................................................................26

3 Koncepcja urządzenia......................................................................................................... 45

3.1 Standard IrDA............................................................Błąd! Nie zdefiniowano zakładki.

3.2 Bluetooth.......................................................................................................................................... 46

3.3 Wzmacniacz biologiczny........................................................................................................... 27

3.4 Sygnały zakłócające przy pomiarze EKG............................................................................28

4 Opis konstrukcji urządzenia............................................................................................. 47

4.1 Schemat blokowy..........................................................................................................................47

4.2 Schemat elektryczny................................................................................................................... 48

4.2.1 Wzmacniacz EKG..................................................................................................................................48

4.2.2 Układ AD620..........................................................................................................................................48

4.2.3 Mikrokontroler ATmega8.................................................................................................................49

4.2.4 Moduł CC1000 (Radiomodem)......................................................................................................51

8


4.2.5 Charakterystyka złącza RS-232.....................................................................................................54

4.3 Budowa mechaniczna.................................................................................................................57

5 Oprogramowanie systemu................................................................................................. 60

5.1 Program mikrokontrolera ATmega8...................................................................................60

5.2 Program akwizycyjny na komputer PC...............................................................................62

6 Wyniki testów urządzenia................................................................................................. 67

7 Wnioski.................................................................................................................................... 69

7.1 Koszt urządzenia...........................................................................................................................69

7.2 Możliwości rozbudowy.............................................................................................................. 70

Spis rysunków............................................................................................................................. 71

Spis tabel....................................................................................................................................... 73

Literatura...................................................................................................................................... 77

9

1W S T Ę P

siągnięcia fizyki oraz techniki przyczyniły się do wprowadzenia do diagnostyki medycznej znacznej liczby urządzeń i metod pomiarowych, predestynując w ten

sposób poprawę możliwości rozpoznawania stanu zdrowia pacjenta. Wysokie wymogi współczesnej medycyny inicjalizują konieczność nieustannego polepszania parametrów konstruowanych urządzeń oraz poszukiwania nowych metod zbierania informacji o procesach fizjologicznych.

O

W medycynie stosowane jest szerokie spektrum różnorodnych metod pomiarowych. Bazują one na częstokroć bardzo różnych zasadach fizycznych. Ogólnym trendem w rozwoju aparatury diagnostycznej jest:

miniaturyzacja,

zwiększenie czułości, niezawodności, szybkości uzyskiwania informacji,

automatyzacja pomiarów.

Kolejnym celem, który stawiają sobie projektanci systemów medycznych, jest ułatwienie obsługi urządzeń przez personel szpitalny, co niewątpliwie wiąże się w znacznej mierze z udoskonaleniem sposobu prezentacji wyników pomiarów. Zastosowanie technik cyfrowych oraz sprzętu komputerowego wychodzi naprzeciw wymienionym celom.

Coraz częściej istotną cechą aparatury pomiarowej jest możliwość bezprzewodowej akwizycji informacji diagnostycznej. Do niewątpliwych zalet stosowania takich rozwiązań podczas konstruowania i budowy systemów medycznych można zaliczyć:

podniesienie liczby możliwych do monitorowania pacjentów (kilka urządzeń nadawczych, jedno urządzenie odbiorcze),

podniesienie komfortu pacjenta oraz lekarza poprzez bezobsługową, ciągłą rejestrację sygnałów biologicznych,

możliwość dokonywania diagnozy „na odległość”,

możliwość stałego monitorowania osób niepełnosprawnych oraz starszych,

10

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 1 1 W S T Ę P

możliwość jednoczesnego odbioru, rejestracji oraz analizy badań długotrwałych (np. badanie holterowskie),

możliwość odciążenia personelu szpitalnego od konieczności wykonywania prostych, rutynowych pomiarów kontrolnych.

Ogólnie, techniką dokonywania pomiarów na odległość jest telemetria. Polega ona na umieszczaniu w terenie urządzeń, które dokonują odczytu wybranej wielkości oraz automatycznie przesyłają dane do centrali. Do wysyłania wyników pomiarów używa się najczęściej układów radiowych, modemów, Internetu bądź sieci telefonii komórkowej.

Dziedziną techniki medycznej, która adaptuje zdalne dokonywanie pomiarów na grunt badań lekarskich, jest biotelemetria. Przez to pojęcie rozumie się wszelkie urządzenia biomedyczne, które umożliwiają fizjologiczne, bezprzewodowe przekazywanie danych do oddalonego odbiornika. Celem biotelemetrii jest zdalne nadzorowanie lub oddziaływanie na funkcje organizmów żywych. Rosnąca rola telemedycyny związana jest z jej mnogimi zaletami, do których można zaliczyć [11]:

szybkość i interakcję w przekazywaniu informacji,

możliwość konsultacji z wysokiej klasy specjalistą,

poprawę efektywności poprzez analizę badań wzorcowych,

obniżenie kosztów,

progresję nowoczesnej techniki.

Pionierem biotelemetrii był dr Stuart Mackay, który prowadził badania w tej dziedzinie już od lat 50. zeszłego stulecia. W 1954 roku udało mu się przesłać pierwsze sygnały przez tkanki ciała. Z kolei dr Carter Collins skonstruował w 1963 roku układ telemetryczny o bardzo małych rozmiarach - nadajnik mieścił się w plastikowej bańce o średnicy dwóch i grubości około jednego milimetra. Obecnie bezprzewodowe systemy zbierania informacji o stanie zdrowia pacjenta zaczynają powoli wchodzić do szerokiej praktyki lekarskiej [14].

* * *

Mimo, że pomiary elektrofizjologiczne są od wielu lat powszechnie wykorzystywane w diagnostyce medycznej, w dalszym ciągu obserwuje się niemały rozwój tej problematyki, zarówno w zakresie technik pomiarowych, jak i w obszarze ich zastosowań. Ponadto wykorzystanie rejestracji sygnałów elektrycznych w diagnostyce serca daje szeroki obraz stanu badanego pacjenta. Nie bez znaczenia jest również fakt, iż opis medyczny tej metody jest dobrze poznany i ma ona ugruntowaną pozycję w środowiskach lekarskich. Mając do dyspozycji nowe osiągnięcia w dziedzinie bezprzewodowego przesyłania informacji, ciekawym pomysłem wydaje się możliwość

11


ich wykorzystania w procesie gromadzenia danych uzyskiwanych w badaniach elektrokardiograficznych.

Opieka nad chorymi z niewydolnością serca lub pacjentami z grup podwyższonego ryzyka wykorzystuje często systemy stałego nadzoru, telemetryczne urządzenia monitorujące układ sercowo-krążeniowy. Przez 24 godziny na dobę stan zdrowia pacjentów śledzony jest za pomocą wyspecjalizowanej aparatury. Współczesne systemy pozwalają w ten sposób kontrolować setki osób, rejestrując różne parametry fizjologiczne. Na podstawie tych danych można dokonywać diagnozy, planować terapię a także, w razie komplikacji lub zagrożeń, wysyłać powiadomienia do wyspecjalizowanych służb udzielających natychmiastowej pomocy.

Mając na względzie dotychczasowe doświadczenia na tym polu, wykorzystanie bezprzewodowych rozwiązań może nie tylko znacznie usprawnić elektrofizjologiczne metody diagnostyczne, ale również otwiera przed nimi zupełnie nowe obszary zastosowań.

1.1 CEL PRACY

Celem pracy była analiza, projekt i realizacja wybranych wzmacniaczy sygnałów elektrokardiograficznych. Spośród wielu możliwych rozwiązań wybrano dwa: pierwszym był klasyczny układ wzmacniacza sygnałów bioelektrycznych ze sprzężeniem stałoprądowym, drugim układ ze sprzężeniem pojemnościowym (zmiennoprądowym).

Zaprojektowano trzy urządzenia do odbioru sygnału EKG, dwa ze sprzężeniem zmiennoprądowym i jeden ze stałoprądowym. Ten ostatni posłużył jako układ odniesienia dla wzmacniaczy z odcięciem składowej stałej sygnału bioelektrycznego z ciała pacjenta.

Przyjęto, że zbieranie i gromadzenie informacji związane jest z wykorzystaniem systemu komputerowego. W związku z tym konieczne było stworzenie odpowiedniego oprogramowania umożliwiającego realizację tego zadania.

1.2 ZAKRES PRACY

Część praktyczna pracy składała się z kilku etapów. Podczas realizacji tematu przygotowano zarówno część sprzętową jak i oprogramowanie.

Pierwotnym założeniem podczas wykonywania projektu było wykorzystanie elektrod (czujniki sygnału bioelektrycznego) umieszczanych na ciele osoby badanej, które miały być połączone z przetwornikiem analogowo-cyfrowym przez wzmacniacz analogowy redukujący zakłócenia. Zaprojektowanie i zrealizowanie układu stanowiło główny element prowadzonych prac.

12


W dalszej części wykonano również odpowiednie aplikacje akwizycyjne działające pod kontrolą systemu operacyjnego Windows (testy dokonywane były na kilku wersjach tego oprogramowania: 98SE, Me, XP). Program napisany został w języku C++ z wykorzystaniem środowiska programistycznego Borland Builder C++. Zadaniem aplikacji jest wyświetlanie na bieżąco przebiegu sygnału EKG oraz umożliwienie zapisania go na dysku, celem ponownego prześledzenia lub archiwizacji.

W zakres pracy wchodziło również wykonanie odpowiednich testów, określenie przydatności urządzenia oraz obliczenie kosztów poniesionych na realizację konstrukcji.

W początkowej fazie prac kontrolnych, sprzęt i oprogramowanie sprawdzane były osobno. W końcowym etapie wykonana została generalna próba działania całego urządzenia, co w praktyce wiązało się z przeprowadzeniem pomiarów EKG konkretnej osoby.

* * *

Poniżej zamieszczam krótką charakterystykę poszczególnych rozdziałów:

W rozdziale drugim umieściłem informacje związane z metodologią współczesnych badań elektrokardiograficznych. Poglądowo przedstawiłem historię aparatów EKG, stosowane rodzaje odprowadzeń oraz podstawowe układy pomiarowe.

W rozdziale trzecim zaprezentowałem koncepcję własnego systemu do diagnostyki serca. Krótko opisałem technologie, które brałem pod uwagę podczas procesu projektowania urządzenia.

Rozdział czwarty został poświęcony szczegółowemu przedstawieniu wybranych przeze mnie części bazowych konstrukcji oraz ukazaniu urządzenia jako całości.

W rozdziale piątym opisałem część programową projektu, na którą składa się zarówno program akwizycyjny na komputer PC odbierający finalne dane, jak i oprogramowanie mikrokontrolera, sterującego pracą urządzenia.

W rozdziale szóstym przedstawiłem wyniki przeprowadzanych testów.

W rozdziale siódmym umieściłem wnioski dotyczące realizowanego zadania. Oszacowałem również koszty urządzenia oraz przyszłe możliwości jego rozbudowy.

13

2Z A S A D Y O D B I O R U S Y G N A Ł U EK G

2.1 WPROWADZENIE

medycynie praktyczne wykorzystanie czynności elektrycznej komórek rozpoczęło się zanim jeszcze podjęto próby wyjaśnienia jej genezy. Trudności

jakie wówczas napotykano, można najogólniej podzielić na dwie następujące grupy: techniczne i biomedyczne. Pierwsze powiązane były ze sposobem odprowadzenia, wzmocnienia i zarejestrowania bardzo słabych sygnałów elektrycznych o stosunkowo małej częstotliwości (rys. 2.1) w warunkach znacznych zakłóceń zewnętrznych. Trudności natury biomedycznej dotyczyły zróżnicowania nakładających się sygnałów elektrycznych pochodzących od różnych tkanek i narządów oraz powiązania ich charakteru ze stanem klinicznym pacjenta.

W

Rysunek 2.1 Amplitudy oraz zakresy widmowe częstotliwości niektórych biosygnałów.

Źródło: [17] s. 52-5.

14

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 2 2 Z A S A D Y O D B I O R U S Y G N A Ł U EKG

Problemy te nadal ostatecznie nie zostały rozwiązane. Mimo tego, obserwuje się nieprzerwany postęp w zakresie metodyki pomiarowej, aparatury oraz interpretacji klinicznej wyników pomiarów sygnałów elektrycznych. Elektrograficzne metody diagnostyczne, choć mają swoje niewątpliwe ograniczenia, rozpowszechniły się dość szeroko w praktyce lekarskiej i stanowią w wielu przypadkach podstawę diagnostyki (np. w kardiografii czy neurologii) [20].

Elektrokardiografia (w skrócie: EKG bądź ECG1) jest podstawową metodą badania elektrycznej aktywności serca. Jest to najstarsza i najszerzej stosowana technika diagnostyczna w kardiografii. EKG jest badaniem nieinwazyjnym2, łatwym do rejestracji, a jego koszty, w porównaniu do innych metod diagnostycznych, są minimalne. Mimo konkurencji ze strony wielu nowych procedur medycznych, elektrokardiografia oparła się próbie czasu i nieprzerwanie od ponad stu lat używana jest w klinikach i szpitalach na całym świecie.

* * *

Chociaż elektryczna czynność serca znana była już w połowie XIX w.3, to po raz pierwszy sygnał EKG został publicznie zademonstrowany dopiero w 1889 r. przez Augustusa Desiré Wallera (1856-1922) na Pierwszym Międzynarodowym Kongresie Fizjologów w Bale4 [27]. Źródłem sygnału bioelektrycznego był wówczas jego pies Jimmy, natomiast do odbioru i rejestracji wyników wykorzystano rtęciowy elektrometr kapilarny konstrukcji Gabriela Lippmanna (1845-1921) [5, 7].

W 1903 r. Willem Einthoven (1860-1927) usprawnił zaproponowany przez Wallera model pomiarowy, wykorzystując do zbierania biopotencjałów galwanometr strunowy własnej produkcji5. Przeprowadził on szereg badań na ochotnikach, tworząc w ten sposób pierwszą bazę przebiegów EKG, w której swoją reprezentację znalazło wiele patologii serca. Niektóre z oryginalnych pomysłów Einthovena są ciągle w powszechnym użyciu w praktyce badań EKG. Można do nich zaliczyć m. in. nazewnictwo poszczególnych fragmentów przebiegu EKG czy standard rozmieszczenia

1 Obie formy są powszechnie stosowane. Skrót ECG pochodzi od anglosaskiego Electrocardiography. EKG to akronim z holenderskiej wersji tego określenia. Jest to ukłon w stronę Willema Einthovena, którego językiem ojczystym był właśnie holenderski i który uważany jest za ojca tej techniki pomiarowej.

2 Pomijając EKG wykonywany w czasie operacji na sercu.

3 Dokonali tego Koellier i Müller w 1856 r. zaledwie 50 lat po odkryciu Galvaniego i Volty [20].

4 Pierwszy zapis EKG został upubliczniony przez Wallera już w 1887 r. Badaniu poddał się wówczas Thomas Goswell, jeden ze współpracowników Wallera na Wydziale Medycznym przy szpitalu św. Marii w Londynie.

5 Einthoven wykorzystał wcześniejsze prace Adera, ulepszając jego galwanometr telegraficzny.

15


elektrod na rękach i nogach pacjenta. Einthoven jest także uważany za twórcę pierwszego teoretycznego modelu serca, w którym jest ono ukazane jako pojedynczy, zmienny w czasie dipol. Za odkrycie mechanizmu elektrokardiogramu otrzymał on w 1924 r. Nagrodę Nobla [5].

Istotny rozwój elektrokardiografii jako metody diagnostycznej nastąpił jednak dopiero po 1936 r., kiedy to Haynes zastosował wzmacniacz elektroniczny (lampowy) oraz pisak termiczny umożliwiający trwały zapis przebiegu [27].

W ciągu minionych stu lat, dzięki wysiłkowi wielu badaczy, metody oparte na zapisie EKG stały się podstawowym narzędziem diagnostycznym w kardiografii. Istotny rozwój EKG ma szczególne znaczenie w rozpoznawaniu takich schorzeń jak:

niedokrwienie i zawał mięśnia sercowego, zaburzenia rytmu i przewodzenia, zapalenie osierdzia.

Badanie elektrokardiograficzne pozwala również na rozpoznawanie przerostu przedsionków i komór oraz ocenę wpływu leków na działanie serca [6].

2.2 POWSTAWANIE SYGNAŁU EKG

Obecność potencjału elektrycznego w organizmach żywych dostrzeżono już w starożytności (np.: badania Arystotelesa nad zachowaniem płaszczek czy terapeutyczne wykorzystanie węgorzy w czasach Cesarstwa Rzymskiego). Niemniej geneza tych zjawisk elektrycznych nie była znana aż do roku 1952, kiedy to Hodgkin i Huxley opublikowali model elektryczny aksonu6 ośmiornicy. Obecnie nie ulega wątpliwości, że potencjały elektryczne błon komórkowych wiążą się z obecnością jonów i ich selektywnym transportem przez błonę. Potencjały elektryczne w układach żywych występują jedynie w poprzek błon, ponieważ ich właściwości elektryczne różnią się od właściwości środowisk, które rozdzielają. Te ostatnie przewodzą prąd elektryczny, podczas gdy błony wykazują cechy dielektryków.

Elektryczna aktywacja komórek mięśnia sercowego – podobnie jak w przypadku komórek nerwowych – związana jest z przepływem do ich wnętrza jonów sodowych. Wytworzony w ten sposób potencjał czynnościowy charakteryzuje się:

amplitudą na poziomie około 100 mV, czasem trwania wynoszącym około 300 ms.

6 Akson - element neuronu odpowiedzialny za przekazywanie informacji z ciała komórki do kolejnych neuronów lub komórek efektorowych (np. komórek mięśniowych bądź gruczołowych).

16


Warto dodać, że ten ostatni jest około dwa razy dłuższy w zestawieniu z wartościami charakteryzujących komórki nerwowe. Po depolaryzacji (poprzedzonej fazą plateau7) następuje repolaryzacja, która jest wynikiem odpływu z wnętrza komórki jonów potasowych. Poglądowo zjawisko oraz odpowiadający mu wykres potencjału czynnościowego pokazano na rys. 2.X.

RYSUNEK Z BIOELECTRO 6.4

Czynność elektryczna zdrowego serca rozpoczyna się w stałym punkcie anatomicznie zlokalizowanym w zatoce prawego przedsionka. Miejsce to (kształtem zbliżone do półksiężyca) nosi nazwę węzła zatokowego lub zatokowo – przedsionkowego (Keitha-Flacka). Czynność węzła zatokowego ma charakter okresowy (w spoczynku wynosi około 1,2 Hz) i jest związana z naturalną zdolnością generacyjną zmodyfikowanej tkanki mięśniowej, z której jest zbudowany8. Właściwość ta wyraża się niestabilnością potencjału spoczynkowego. Po zakończeniu repolaryzacji potencjał na błonie osiąga wartość spoczynkową, po czym powoli narasta do wartości progowej (poziomu wyładowań), w skutek czego dochodzi do kolejnej depolaryzacji. Częstotliwość tego zjawiska regulują procesy biochemiczne, wyrażające się zmianą nachylenia odcinka przebiegu potencjału czynnościowego od wartości spoczynkowej do wartości progowej (poziomu wyładowań).

Pobudzenie powstałe w węźle zatokowo-przedsionkowym rozprzestrzenia się w sposób sekwencyjnie uporządkowany drogą układu bodźcotwórczo-przewodzącego na cały mięsień serca, powodując jego skurcz (rys. 2.2).

7 Płaski (stały) obszar przebiegu krzywej.

8 Komórki tej tkanki zawierają mniejszą liczbę włókienek mięśniowych, mają większą średnicę i są czynnościowo izolowane od mięśni serca.

17


Rysunek 2.2 Układ bodźcotwórczo-przewodzący oraz przebiegi elektryczne w różnych częściach serca.

Źródło: [19] s. 11.

Elementy wchodzące w skład układu bodźcotwórczo-przewodzącego:

węzeł zatokowo-przedsionkowy (nadrzędny) (SA), węzeł przedsionkowo-komorowy (AV), pęczek Hisa9 (H) (jego prawa RH i lewa odnoga LH), włókna Purkiniego10 (WP).

Układ bodźcotwórczo-przewodzący zbudowany jest z komórek mięśnia sercowego, których charakterystyczną właściwością jest przewodzenie sygnałów, a nie jak w przypadku innych mięśni kurczliwość. W przeciwieństwie do mięśni szkieletowych, gdzie transmisja sygnału odbywa się drogą nerwową, w mięśniu sercowym przewodzenie następuje bezpośrednio od jednej komórki do drugiej. Pobudzenie (depolaryzacja – repolaryzacja) zapoczątkowane w węźle zatokowo-przedsionkowym

9 Wilhelm His młodszy (1863-1934), syn Wilhelma starszego, szwajcarski lekarz, internista, prof. uniwersytetu w Berlinie. W 1893 r. odkrył pęczek przedsionkowo-komorowy (pęczek Hisa) w przegrodzie międzykomorowej serca.

10 Jan Evangelista Purkyně (w piśmiennictwie ang. spotykana pisownia Johannes Evangelists Purkinje, w pol. - Jan Ewangelista Purkyni albo Jan Ewangelista Purkini) (1787-1869), czeski patriota, uczony, anatom, fizjolog. Znany najlepiej z odkrycia w 1839 r. włókien w komorach serca, stanowiących część układu bodźco-przewodzącego.

18


przenosi się wzdłuż ścian serca do węzła przedsionkowo-komorowego z prędkością około 1 m/s. W tym momencie następuje spowolnienie (a nawet zatrzymanie) pobudzenia, umożliwiające skurcz przedsionków, który następuje przed pobudzeniem komór.

Pęczek Hisa, jego odnogi oraz włókna Purkiniego obwodowo przewodzą sygnał z prędkością około 2 – 4 m/s do niewielkich obszarów mięśni komór, skąd wyspecjalizowane komórki (z dużo mniejszą prędkością – około 0,3 m/s) przekazują dalej pobudzenie na resztę mięśnia komorowego. Dokładniejsze wartości prędkości przenoszenia oraz częstotliwości generacji sygnału w różnych częściach serca przedstawiono w tab. 2.1.

LokalizacjaPrędkość przenoszenia

(m/s)Częstotliwość

(1/min)

Węzeł zatokowo-przedsionkowy 0,05 70-80

Mięśnie przedsionków 0,8-1,0 -Strefa graniczna pomiędzy mięśniem

przedsionków i węzłem przedsionkowo-komorowym

0,02-0,05 -

Węzeł przedsionkowo-komorowy 0,10 50

Pęczek przedsionkowo-komorowy 2,0 20-40

Komórki przewodzące w mięśniu komór 3,5-4,0 15-30

Komórki mięśnia komór pod wsierdziem 0,8-1,0 -

Tabela 2.1 Prędkości przenoszenia się depolaryzacji oraz częstotliwość generacji w mięśniu sercowym.

Źródło: [25] s. 339 oraz [BIOELECTRO].

Układ bodźcotwórczo-przewodzący ma właściwość spontanicznego generowania pobudzenia. Częstotliwości generacji w różnych segmentach serca są różne i maleją w miarę oddalania się od węzła zatokowo-przedsionkowego. Ma to istotne znaczenie w przypadku niewydolności lub trwałego uszkodzenia jednego z ośrodków generacji. Wówczas czynność pobudzająca przejmowana jest przez ośrodek podrzędny, jednak z niższą częstotliwością. W normalnych warunkach, generacja dokonywana jest przez punkt o najwyższej częstotliwości (węzeł zatokowy), który blokuje spontaniczną czynność ośrodka o niższej częstotliwości (hierarchiczność działania) [20, 26].

2.3 ELEKTROKARDIOGRAM

Elektrokardiogram przedstawia zapis odtworzonych na powierzchni ciała sumarycznych napięć pochodzących od pobudzeń komórek mięśnia sercowego. Czasowe i przestrzenne rozkłady pobudzeń na powierzchni serca są odwzorowane w otaczającym, przewodzącym ośrodku jako wypadkowe pole prądów elektrycznych,

19


które pomiędzy wybranymi punktami na powierzchni ciała (tzw. odprowadzeniami), objawia się w postaci charakterystycznego przebiegu sygnału EKG.

Na wykresie EKG analizuje się (rys. 2.3):

linię izoelektryczną – linia pozioma zarejestrowana w czasie, gdy w sercu nie stwierdza się żadnych pobudzeń (aktywności). Najłatwiej wyznaczyć ją według odcinka PQ. Stanowi ona punkt odniesienia pozostałych zmian.

załamki – wychylenia od linii izoelektrycznej (dodatnie, gdy wychylone w górę; ujemne, gdy wychylone w dół).

odcinki – czas trwania linii izoelektrycznej pomiędzy załamkami.

odstępy – łączny czas trwania odcinków i sąsiadującego załamka.

RYSUNEK X4 4.28

Rysunek 2.3 Jeden okres elektrokardiogramu zdrowego człowieka.

Opracowanie na podstawie: [5] s. 24-3 oraz [X4].

Pięć wychyleń rejestrowanych na zapisie EKG, przed wprowadzeniem w 1890 r. formuły poprawki, oznaczano ABCDE, natomiast 5 pochodnych wychyleń oznaczono PQRST. Wybór P jest matematyczną konwencją na używanie liter z drugiej połowy alfabetu11 [27].

* * *

Amplituda załamków zależy od wielu czynników. U ludzi dorosłych jest przede wszystkim wykładnikiem liczby synchronicznie depolaryzujących i repolaryzujących się komórek mięśniowych. Amplituda załamków zależy od oporu elektrycznego tkanek znajdujących się pomiędzy elektrodą i sercem, od budowy ciała i położenia serca w klatce piersiowej.

Załamek P wiąże się z czynnością elektryczną węzła zatokowo-przedsionkowego i przedsionka. Zespół QRS odpowiada pobudzeniu (depolaryzacji) komór. Załamek T odzwierciedla proces repolaryzacji komór. Czasami można również zaobserwować jeszcze jeden załamek U, ale nie pozostaje on w istotnej relacji z fizjologią serca.

Wadliwy kształt i amplituda załamków oraz nieprawidłowe wartości odnoszące się do odcinków i odstępów wskazują na zaburzenia w czynności bioelektrycznej mięśnia sercowego. Wydłużenie odstępu PQ powyżej 200 ms świadczy o zwolnieniu

11 N ma inne znaczenie w matematyce, a O jest używane jako początek kartezjańskiego układu współrzędnych. Ponadto Einthoven użył O...X do zaznaczenia linii czasowych na swoim diagramie. P jest po prostu kolejną, wolną literą.

20


przewodzenia stanu czynnego przez układ przewodzący, zwłaszcza przez węzeł przedsionkowo-komorowy. Brak załamka S, uniesienie odcinka ST ponad linię izoelektryczną lub inne zniekształcenia zespołu QRST mogą wskazywać na zaburzenia w krążeniu krwi w naczyniach wieńcowych serca na skutek np. zaczopowania odgałęzienia jednej z tętnic wieńcowych [20, 25].

Medyczna interpretacja elektrokardiogramu jest procesem złożonym i wymaga niemałego doświadczenia klinicznego. Kluczowym procesem jest w tym przypadku poznanie relacji między pracą serca a otrzymywanym podczas badania wydrukiem. Poglądowo zagadnienie to ukazuje rys. 2.4.

Rysunek 2.4 Powstawanie elektrokardiogramu w zestawieniu z pracą mięśnia sercowego12.

Źródło: [21] s. 15.

Normy prawidłowego zapisu EKG u osób dorosłych przedstawiono w tabeli poniżej:

Załamek P czas przewodzenia depolaryzacji w mięśniu przedsionków

prawy przedsionek 5 ms

lewy przedsionek 80 ms

Odcinek PQ czas przejścia depolaryzacji przez węzeł przedsionkowo-komorowy i pęczek przedsionkowo-komorowy 50 ms

Odstęp PQ czas przewodzenia depolaryzacji od węzła zatokowo-przedsionkowego do mięśnia komór 150 ms

12 TP (ang. Threshold Potential) – potencjał progowy.

21


Zespół QRS czas szerzenia się depolaryzacji w mięśniu komór 90 ms

Odcinek ST okres depolaryzacji mięśnia komór 120 ms

Załamek T czas szybkiej repolaryzacji mięśnia komór (faza 3 repolaryzacji) 120 ms

Odstęp ST czas wolnej i szybkiej repolaryzacji mięśnia komór (2 i 3 faza repolaryzacji) 280 ms

Odstęp QT potencjał czynnościowy mięśnia komór (depolaryzacja i repolaryzacja) 370 ms

Odstęp RR czas trwania jednego cyklu pracy serca 800 ms

Tabela 2.2 Średni czas trwania poszczególnych załamków, odcinków i odstępów w EKG.

Źródło: [25] s. 345 oraz [BIOELECTRO].

Badanie elektrokardiograficzne dostarcza istotnych informacji umożliwiających [20]:

wyznaczenie położenia serca w klatce piersiowej przez określenie osi elektrycznej,

określenie rytmu serca, jego pochodzenia, miarowości i częstotliwości,

ocenę stanu przewodzenia pobudzenia elektrycznego serca,

ocenę stanu ukrwienia mięśnia serca, rozległości i lokalizacji zmian, w tym zawału,

kontrolę bieżącą skutków leczenia,

podjęcie decyzji zastosowania defibrylacji itp.

2.4 RODZAJE ODPROWADZEŃ

2.4.1 Wstęp

Rejestracja potencjału czynnościowego błony komórkowej przez umieszczenie elektrody pomiarowej (czynnej) wewnątrz izolowanej komórki jest w warunkach klinicznych trudna do wykonania, wysoce ryzykowna i tym samym nieprzydatna w rutynowej diagnostyce. Ma ona jednak pewne zalety dla celów badawczych: umożliwia selekcję pożądanego sygnału spośród wielu sygnałów elektrycznych, pochodzących z komórek otaczających badany obszar tkankowy.

Znacznie prostszy technicznie jest sposób odprowadzania sygnału z powierzchni komórki, a zwłaszcza z powierzchni ciała, co ma szczególnie istotne znaczenie z punktu widzenia komfortu pacjenta. Wykorzystuje się w tym celu właściwości przewodzenia prądu elektrycznego przez płyny ustrojowe. Korzyść tę okupuje się niestety utratą selektywności. Kształt sygnału zanurzonego w niejednorodnej substancji przewodzącej w porównaniu do sygnału uzyskiwanego z izolowanej komórki, ulega nie tylko

22


zniekształceniu, ale zależy ponadto od wymiarów oraz miejsca przyłożenia elektrod odprowadzających. Kształt napięcia mierzonego między elektrodami przyłożonymi na zewnątrz komórki nie pozostaje w prostym i łatwoobjaśnialnym związku z kształtem potencjału czynnościowego generowanym na błonie izolowanej komórki [18, 26].

2.4.2 Rys historyczny

Standardowe odprowadzenia I, II oraz III zostały zaproponowane przez Einthovena w 1912 r.

W 1934 r. przez połączenie drutów do prawego i lewego ramienia oraz lewej stopy z opornikiem 5kΩ Frank Wilson zdefiniował tzw. elektrodę obojętną (rys. 2.X). Kombinacja odprowadzeń działała jak uziemienie i była związana z ujemnym końcem sygnału EKG. Elektroda związana z dodatnim końcem stała się później „jednobiegunową” i mogła być umiejscowiona gdziekolwiek na ciele. Wilson określił również jednobiegunowe odprowadzenia VR, VL i VF, gdzie litera „V” oznaczała napięcie widoczne w miejscu jednobiegunowej elektrody.

RYSUNEK BIOELECTRO WILSON

W 1938 r. American Heart Association i brytyjski Cardiac Society zdefiniowały standardowe umiejscowienie i przewody elektryczne odprowadzeń przedsercowych (V1-V6).

W 1942 r. Emanuel Goldberger zwiększył napięcie jednobiegunowych odprowadzeń Wilsona o 50 proc. i utworzył zwiększone odprowadzenia kończynowe aVR, aVL i aVF. Po dodaniu trzech odprowadzeń kończynowych i sześciu odprowadzeń piersiowych otrzymujemy 12-odprowadzeniowy elektrokardiogram, który jest obecnie najszerzej stosowaną metodą elektrokardiograficzną.

W 1968 r. Henry Marriott wprowadził zmodyfikowane odprowadzenie piersiowe 1 (MCL 1) do monitorowania pacjentów intensywnego nadzoru kardiologicznego. W 1993 r. Robert Zalenski zaproponował kliniczne zastosowanie 15-odprowadzeniowego EKG z rutynowymi odprowadzeniami V4R, V8 i V9 [4, 27].

2.4.3 Odprowadzenia elektrokardiograficzne

Odprowadzenie stanowi wypadkową co najmniej dwóch elektrod. Odprowadzenie obejmujące n elektrod umieszczonych w n punktach ciała o potencjałach V 10 , …,V i0 , …,V n0w stosunku do dowolnego punktu odniesienia może być przedstawione jako suma algebraiczna potencjałów w postaci:

23


V=∑i=1

n

ai V i0 (1)

Przedstawiona suma potencjałów jest niezależna od potencjału odniesienia, który może być wybrany dowolnie.

Rysunek 2.5 Odprowadzenia konwencjonalnej elektrokardiografii klinicznej.

Opracowanie na podstawie: [5] s. 24-2.

Standardowe EKG wykonuje się przy pomocy 12 tzw. odprowadzeń klasycznych (rys. 2.5):

3 dwubiegunowe kończynowe Einthovena (I , II , III),

3 jednobiegunowe kończynowe wzmocnione Goldbergera (aVR, aVL, aVF),

6 jednobiegunowych przedsercowych Wilsona (V1, V2, V3, V4, V5, V6).

W celach badawczych oprócz odprowadzeń klasycznych stosuje się także odprowadzenia specjalistyczne (np. wewnątrzsercowe, nasercowe, przełykowe).

24


Wszystkie odprowadzenia kończynowe zwykłe umożliwiają pomiar różnic potencjałów między miejscami przyłożenia elektrod (w mV). Oznacza się je rzymskimi cyframi:

odprowadzenie I – różnica potencjałów pomiędzy elektrodami: "lewa ręka" a "prawa ręka" (LA – RA),

odprowadzenie II – różnica potencjałów pomiędzy elektrodami: "lewa goleń" a "prawa ręka" (LL – RA),

odprowadzenie III – różnica potencjałów pomiędzy elektrodami: "lewa goleń" a "lewa ręka" (LL – LA).

Ze względu na wygodę elektrody umieszczane na kończynach oznacza się kolorami:

elektroda czerwona – na prawym nadgarstku (RA),

elektroda żółta – na lewym nadgarstku (LA),

elektroda zielona – w okolicy lewej kostki (LL),

elektroda czarna – w okolicy prawej kostki (tzw. punkt odniesienia).

Dla zapewnienia dodatniego wychylenia zespołu QRS w odprowadzeniach Einthovena przyjęto, że elektroda z prawej ręki łączy się zawsze z ujemnym biegunem galwanometru, elektroda z lewej nogi – zawsze z dodatnim, a elektroda z lewej ręki – z dodatnim przy rejestracji odprowadzenia I oraz z ujemnym przy rejestracji odprowadzenia III.

Zapis EKG zarejestrowany z każdego z trzech odprowadzeń kończynowych jest inny, ponieważ stanowi wypadkową potencjałów elektrycznych serca występujących w przestrzeni pomiędzy tymi elektrodami. Rzutując na przednią ścianę klatki piersiowej wektor siły elektromotorycznej serca, można sprowadzić potencjały czynnościowe serca występujące w przestrzeni do procesu przebiegającego na płaszczyźnie. Łącząc ze sobą na płaszczyźnie punkty przystawiania elektrod, otrzymuje się tzw. trójkąt Einthovena, który w założeniu jest trójkątem równobocznym, co sprawia, iż linie poprowadzone prostopadle z każdego ze środków trzech boków, reprezentujące zerowy potencjał, przetną się w środku trójkąta. Jest oczywiste, że tylko dwie spośród trzech różnic potencjałów w tym układzie są niezależne, czyli

I+ III=II (2)

Powyższy związek znany jest pod nazwą prawa Einthovena (1908) [20, 25].

Wewnątrz rzutu serca znajduje się rzut wektora siły elektromotorycznej serca. Każda z trzech elektrod kończynowych jest ustawiona pod innym kątem w stosunku do rzutu wektora siły elektromotorycznej serca, czyli do osi elektrycznej serca. W związku z tym

25


załamki EKG zarejestrowane z poszczególnych odprowadzeń mają inną amplitudę, a nawet mogą być inaczej skierowane w stosunku do linii izoelektrycznej.

W 1942 r. Goldberger spostrzegł, że jeśli potencjał odniesienia utworzony zostanie przez symetryczne połączenie nie trzech, lecz dwóch kończyn, to zmierzony na trzeciej kończynie potencjał ma wartość o 50 proc. większą. W związku z tym z trzech elektrod odczytujemy również wzmocnione (ang. augmented) sygnały:

odprowadzenie dla kończyny górnej prawej – z elektrody "prawa ręka" (RA):

aV R=V RA−V LA+V ¿

2=2V RA−V LA−V ¿

2(3)

odprowadzenie dla kończyny górnej lewej – z elektrody "lewa ręka" (LA):

a V L=V LA−V RA+V ¿

2=2V LA−V RA−V ¿

2(4)

odprowadzenie dla kończyny dolnej lewej – z elektrody "lewa goleń" (LL):

a V F=V ¿−V LA+V RA

2=2V ¿−V LA−V RA

2(5)

Odprowadzenia wzmocnione Goldbergera nie są niezależne w stosunku do odprowadzeń kończynowych zwykłych i oczywiście nie dostarczają dodatkowych informacji. Są jedynie wygodniejszą formą prezentacji danych, usprawniającą interpretacje kliniczne [5, 20].

W standardowym 12-odprowadzeniowym EKG wykorzystuje się także 6 elektrod jednobiegunowych, przedsercowych Wilsona (rys. 2.6)13:

V1 – elektroda w prawym czwartym międzyżebrzu (przestrzeni międzyżebrowej) przy brzegu mostka,

V2 – elektroda w lewym czwartym międzyżebrzu (przestrzeni międzyżebrowej) przy brzegu mostka,

V3 – w połowie odległości pomiędzy elektrodami V2 a V4,

V4 – elektroda w lewym piątym międzyżebrzu (przestrzeni międzyżebrowej) w linii środkowo-obojczykowej lewej,

V5 – elektroda w lewym piątym międzyżebrzu (przestrzeni międzyżebrowej) w linii pachowej przedniej lewej,

13 Pomysł Wilsona z 1934 r. dotyczący tworzenia potencjału odniesienia związany był pierwotnie z odprowadzeniami kończynowymi. Nie znalazł on jednak zastosowania praktycznego.

26


V6 – elektroda w lewym piątym międzyżebrzu (przestrzeni międzyżebrowej) w linii pachowej środkowej lewej.

Rysunek 2.6 Rozmieszczenie i sposób podłączenia odprowadzeń przedsercowych.

Źródło: [21] s. 18.

Napięcia odprowadzeń przedsercowych wyznacza się jako różnicę potencjału w odpowiednim punkcie vi oraz średniej potencjałów trzech kończyn (obu rąk i lewej nogi):

V i=v i−V RA+V LA+V ¿

3(6)

gdzie:

i=1…6.

2.5 PODSTAWOWE UKŁADY ODBIORU EKG

2.5.1 Standardowe EKG

W praktyce medycznej najszerzej wykorzystywanym systemem do pomiarów elektrokardiograficznych jest standardowe EKG. Rozwinięcie tej metody było możliwe dzięki ciągłemu udoskonalaniu urządzeń pomiarowych oraz elektrod zbierających. Nie bez znaczenia była również standaryzacja odprowadzeń. Umożliwiła ona bowiem porównywanie zarejestrowanych sygnałów pochodzących od różnych pacjentów.

Wraz z rozwojem techniki do elektrokardiogramów wprowadzono systemy analizy rejestrowanego sygnału. Początkowo związane one były z oceną wybranych parametrów czasowych i amplitudowych. Obecnie wdrażane są techniki automatycznej interpretacji sygnału EKG.

27


Do podstawowych zalet standardowego EKG można zaliczyć:

dostępność,

łatwość wykonywania rejestracji,

niski koszt.

Nie można jednak zapominać o wadach tej metody: rejestrację z ograniczonej liczby odprowadzeń w krótkim czasie i w spoczynku. Właśnie te niedogodności spowodowały rozwój także innych technik pomiaru EKG [26].

2.5.2 Wielokanałowa rejestracja EKG (mapping)

Standardowe EKG jest zwykle badaniem wystarczającym do podstawowej diagnostyki kardiologicznej. Jeżeli jednak zależy nam na pełnej informacji o elektrycznej aktywności serca konieczne staje się rozszerzenie stosowanych rozwiązań. Zwiększenie liczby odprowadzeń, właściwa ich lokalizacja oraz odpowiednie oprogramowanie systemu to podstawowe założenia umożliwiające stworzenie systemu posiadającego nowe walory jakościowe w badaniach elektrokardiograficznych.

Metoda wielokanałowej rejestracji EKG rozwijana jest od dawna, jednak jej użyteczność kliniczna, na skutek pracochłonności pomiarów i analizy wyników, jest ograniczona. Postęp technologii komputerowej otwiera jednak nowe możliwości tej technice diagnostycznej.

System mappingu ma wiele ciekawych zastosowań. Najczęściej wykorzystuje się mapy izopotencjałów wyznaczane w odstępach kilkunastu milisekund. Dla lokalizacji zawału istotna jest wartość oraz miejsce występowania minimum oraz maksimum potencjału na klatce piersiowej [26].

2.5.3 EKG ambulatoryjne Holtera

Poza postępem w klasycznej elektrokardiografii, obserwowany jest bardzo dynamiczny rozwój metod ciągłego monitorowania EKG. Prekursorem tego typu rejestracji był Norman J. Holter (1914-1983). System ambulatoryjnego monitorowania EKG składa się z rejestratora wyposażonego w nośnik sygnału oraz z analizatora. Rejestrator jest noszony przez pacjenta.

Obecnie stosowane są trzy metody wielogodzinnej, ambulatoryjnej rejestracji EKG:

systemy klasyczne, umożliwiające 24 godzinny (i dłuższy) zapis EKG (szczególnie dobrze sprawdza się podczas badania arytmii serca),

rejestratory „na żądanie” (ang. event holter) z pętlą pamięci lub bez,

rejestratory wszczepialne.

28


Sygnał z badania holterowskiego może być zapisywany na taśmie magnetycznej (szczególnie popularny w starszych modelach) lub na kartach pamięci (wmontowanych w urządzenie lub wymienialnych). Wadami zapisu danych na nośniku magnetycznym są: możliwość zaburzeń przesuwu taśmy oraz ograniczony zakres przenoszonych częstotliwości. Nowoczesne analizatory potrafią jednak częściowo wyeliminować niekorzystny skutek nierównomiernego przesuwu taśmy.

Na jakość zapisu zarówno w przypadku użycia pamięci typu flash czy nośników magnetycznych mogą mieć wpływ czynniki środowiskowe (np. pola magnetyczne) oraz inne zaburzenia spowodowane codzienną aktywnością badanego. Można więc stwierdzić, że pożądaną cechą dobrego rejestratora holterowskiego jest uniezależnienie zapisu od wpływów środowiskowych oraz wysoka częstość próbkowania.

Rejestratory „na żądanie” to urządzenia, które zapisują jedynie krótkie sekwencje wykonywane przez pacjenta podczas występowania niepokojących objawów. Z uwagi na opóźnienie rozpoczęcia rejestracji w stosunku do wystąpienia istotnych objawów, wprowadzono urządzenia wyposażone w tzw. pętlę pamięci. Funkcja ta umożliwia dokonanie zapisu EKG np. na 30 sekund przed aktywacją rejestratora. Oczywiście, chcąc wykorzystać pętlę pamięci, konieczne jest nieprzerwane monitorowanie czynności serca.

Rejestrator wszczepialny to typ aparatu holterowskiego, który umożliwia wielomiesięczne monitorowanie pacjenta i zalecany jest dla osób, których zaburzenia rytmu pracy serca występują bardzo rzadko.

Nowsze aparaty holterowskie są najczęściej wyposażone w systemy automatycznej oceny wyniku badania. Analiza komputerowa jest niestety mało dokładna i obarczona dużym błędem. Z tego względu ostateczna diagnoza musi być zawsze postawiona przez wykwalifikowany personel medyczny.

Inne systemy odbioru EKG to m.in.: próby wysiłkowe, monitorowanie EKG przez telefon czy intensywny nadzór kardiologiczny [26].

2.6 ANALIZA POMIARU SYGNAŁÓW BIOELEKTRYCZNYCH

parametry (EKG, EEG, EMG)

schemat zastępczy pacjenta

analiza

29


2.6.1 Wzmacniacz biologiczny

Wymagania stawiane wzmacniaczowi sygnałów biologicznych to m. in.:

wzmacniacz nie może w żaden sposób wpływać na proces fizjologiczny, który ma być monitorowany,

mierzony sygnał nie powinien być zniekształcany,

wzmacniacz powinien zapewnić najlepszą możliwą separację sygnału i szumu,

wzmacniacz powinien gwarantować zabezpieczenie przed ryzykiem porażenia prądem.

2.6.2 Sygnały zakłócające przy pomiarze EKG

Podczas konstruowania urządzenia należało wziąć pod uwagę możliwe zakłócenia. Można do nich zaliczyć:

zakłócenia wewnętrzne (ich źródła znajdują się w obrębie ciała pacjenta; najczęściej mają charakter wolnozmienny),

szumy własne aparatury pomiarowej,

zakłócenia zewnętrzne (przedostające się do układu pomiarowego z przestrzeni otaczającej).

Do zakłóceń wewnętrznych należą:

napięcia bioelektryczne innego pochodzenia niż EKG (np. sygnały elektromiograficzne: niecykliczne drżenie mięśniowe),

wolnozmienny, cykliczny dryft linii izoelektrycznej (wywołany np. czynnością oddechową pacjenta),

niecykliczny dryft linii zerowej spowodowany np. odklejaniem się elektrody.

Szumy własne aparatury pomiarowej przy obecnym postępie techniki nie odgrywają w większości przypadków znaczącej roli.

Zakłócenie zewnętrzne, które oddziałują w najbardziej destrukcyjny sposób na pomiar EKG to składowa 50 Hz wyindukowana przez sieć zasilającą [6].

2.6.2.1 Zakłócenia niskoczęstotliwościowe

Na rys. 2.X pokazano przebieg EKG zniekształcony szumem przedostającym się do układu z wnętrza ciała pacjenta. Artefakty niskoczęstotliwościowe oraz dryft linii izoelektrycznej w sygnale elektrokardiograficznym są najczęściej spowodowane:

nadmiarowym ruchem pacjenta (np. poprzez kaszel),

zbyt głęboką czynnością oddechową pacjenta,

30


pogarszającymi się właściwościami przewodzącymi kontaktu elektroda – skóra (np. poprzez odklejanie się elektrody).

Dryft linii izoelektrycznej może być także spowodowany niekorzystnym wpływem temperatury na poszczególne elementy układu.

Zakłócenia wewnętrzne można w dużej mierze ograniczyć, wygodnie układając zrelaksowanego pacjenta oraz stosując umiarkowany docisk elektrod.

RYSUNEK X5 3.6

2.6.2.2 Zakłócenia wysokoczęstotliwościowe

Zakłócenia wysokoczęstotliwościowe (rys. 2.X) są najczęściej wynikiem szumów własnych wzmacniacza instrumentalnego. Można do nich także zaliczyć artefakty przenikające do układu z sieci elektrycznej (50 Hz i jej harmoniczne). W związku z faktem, iż eliminacja tych ostatnich powoduje najwięcej problemów, zostały one szczegółowo omówione w następnym podrozdziale.

RYSUNEK X5 3.5

2.6.2.3 Zakłócenia od sieci elektrycznej

Zakłócenia elektromagnetyczne, których źródłem jest najczęściej sieć elektryczna, są problemem, z którym musi się zmierzyć każdy projektant urządzeń służących do rejestracji biopotencjałów (rys. 2.X). Niekorzystny wpływ fal elektromagnetycznych (ich obecność wymuszają już tak podstawowe potrzeby jak konieczność doprowadzenia oświetlenia lub zasilania) jest w zasadzie nieunikniony w większości sytuacji klinicznych, dlatego też analiza problemu powinna skupiać się nie na rozważaniu możliwości wyeliminowania źródeł niepożądanych sygnałów, ale na skutecznym minimalizowaniu niesprzyjających efektów generowanych przez te zakłócenia.

RYSUNEK X5 3.7

Prawidłowe i zorganizowane podejście do rozważanego tematu, będzie dawało możliwość usunięcia przyczyn zakłóceń a w konsekwencji spowoduje wykluczenie konieczności stosowania drastycznych środków zaradczych takich jak np. drogie instalacje ekranujące czy – ostatecznie – zmiana miejsca lokalizacji urządzenia w placówce.

Pole elektromagnetyczne14 jest układem dwóch pól: pola elektrycznego i pola magnetycznego. Zmiana gęstości strumienia magnetycznego powoduje wyindukowanie siły elektromotorycznej (SEM) w pętli przewodnika. Zmiana pola

14 W skrócie: Pole EM (ang. Electromagnetic field).

31


elektrycznego E również przyczynia się do generowania zakłóceń poprzez wymuszenie dodatkowego przepływu prądu przez system. Przyczyną powstawania tych zmiennoprądowych potencjałów są prądy przesunięcia (I D). Omawiając zagadnienie będziemy odwoływać się właśnie do tych ostatnich w celu podkreślenia, że są one bezpośrednim skutkiem sprzężenia pojemnościowego pomiędzy polem EM a urządzeniem rejestrującym sygnały bioelektryczne.

Rysunek 2.7 Schemat typowej konfiguracji jednokanałowego urządzenia do odbioru sygnału EKG wraz ze źródłami zakłóceń sieciowych.

Źródło: [J4] s. XX.

Schemat typowej konfiguracji jednokanałowego urządzenia do odbioru sygnału EKG wraz ze źródłami zakłóceń sieciowych pokazano na rys. 2.x.

Wprowadzone oznaczenia:

B – wektor indukcji magnetycznej wyrażony w [Tesla] lub równoważnie w [Wbm2 ],

S – pole powierzchni pętli zakreślonej przez odprowadzenia A i B [m2],

E – wektor natężenia pola elektrycznego [Vm

],

I D – prąd przesunięcia generowany przez E [ A ],

Z1, Z2 – impedancje przejścia elektroda-skóra [Ω ],

32


ZG – impedancja elektrody uziemiającej [Ω ],

Z I – impedancja pacjenta [Ω ],

C1, C2, CB – pojemności sprzęgające, reprezentujące wpływ sieci (50 Hz) [F ],

ZD – wejściowa impedancja różnicowa wzmacniacza [Ω ],

Z¿ – wejściowa impedancja wzmacniacza względem masy [Ω ].

W rozważaniach zakładamy idealne parametry wzmacniacza. Początkowo warto przeanalizować jaka wartość sygnału zakłócającego będzie miała istotny wpływ na sygnał odbierany z ciała pacjenta. Typowa wartość potencjału EKG na powierzchni skóry wynosi około 1 mV. Jeżeli zredukujemy sygnał zakłócenia do 1 proc. mierzonego sygnału EKG (dla proponowanych założeń będzie to 10 µV) to możemy przyjąć, że sygnał właściwy nie zostanie zauważalnie zniekształcony. W ten sam sposób potrafimy ocenić tolerancję innych system biomedycznych (przykładowo, dla sygnału EEG, którego odbierany sygnał waha się w okolicach 50 µV, wartość 1 proc. sygnału wynosi 0,5 µV). Innymi słowy wartość 1 proc. jest wielkością graniczną zakłócenia, jakie musi się pojawić różnicowo na wejściu A oraz B wzmacniacza (patrz: rys. 2.X), aby dało ono widoczne zniekształcenie sygnału na wyjściu urządzenia (idealny wzmacniacz powoduje jedynie intensyfikację różnicy pomiędzy potencjałami w punkcie A oraz B).

Zakłócenia sieciowe mogą przenikać do układu poprzez:

indukcję magnetyczną,

prądy przesunięcia w elektrodach odbierających,

prądy przesunięcia w ciele pacjenta,

połączenia między urządzeniami,

niedoskonałości połączeń w samym urządzeniu.

Indukcja magnetyczna

W dowolnej pętli przewodnika w obecności zmieniającej się gęstości strumienia magnetycznego powstanie indukowane napięcie, proporcjonalne do pola powierzchni pętli, jej orientacji oraz gęstości strumienia magnetycznego. Opisujące to zjawisko prawo Maxwella – Faradaya można zapisać w postaci równania:

U=−dΦdt

= ddt ∫B ∙ dS=−d B

dtS (7)

gdzie:

U – indukowane napięcie,

Φ – strumień magnetyczny [Wb],

33


B=BMcos ϕcos θ cosωt [Wbm2 ],

BM – amplituda gęstości strumienia magnetycznego (indukcji magnetycznej),

ω=2πf [ rads ],

f – częstotliwość pola magnetycznego (sieci elektroenergetycznej, np. 50 Hz) [ Hz],

cos ϕcosθ – orientacja pętli względem pola magnetycznego.

Po obliczeniu pochodnej otrzymamy:

U =ωS BMcos ϕcos θ cosωt (8)

Jeżeli założymy stałą wartość częstotliwości oraz niezmienną orientację pętli to:

U=K BM S (9)

gdzie:

K – stała.

Biorąc pod uwagę powyższy wzór możemy dojść do wniosku, że najskuteczniejszą metodą eliminacji wpływu indukcji magnetycznej na odbierany sygnał jest minimalizacja pętli tworzonej przez odprowadzenia elektrod. Rys. 2.X przedstawia prawidłowe i nieprawidłowe (z punkty widzenia możliwości wystąpienia zakłóceń) ułożenie odprowadzeń elektrod. Warto dodać, że regułę minimalizacji pętli indukcji magnetycznej można zastosować do wszystkich rodzajów odprowadzeń (patrz: rozdział 2.4.3).

Rysunek 2.8 Ułożenia odprowadzeń elektrod ilustrujące pętlę indukcji magnetycznej:(a) – korzystne ułożenie odprowadzeń (mała powierzchnia S),

(b) – niekorzystne ułożenie odprowadzeń (duża powierzchnia S).

34


Źródło: [XX] s. XX.

Prądy przesunięcia w elektrodach

Zmiana natężenia pola elektrycznego powoduje powstanie sprzężenia pojemnościowego (poprzez odpowiednio: C1 oraz C2) pomiędzy prądem przesunięcia a odprowadzeniami elektrod. Poglądowo zjawisko przedstawiono na rys. 2.X.

Rysunek 2.9 Uproszczony model ilustrujący wpływ prądów przesunięcia na nieekranowane odprowadzenia elektrod.


Wprowadzone oznaczenia oraz założenia:

Z¿' , Z¿

' ', ZD≫Z1, Z2, ZG,

V CM – potencjał ciała pacjenta (ang. common mode potential).

Początkowo zakładamy, że odprowadzenia elektrod nie są ekranowane, impedancje elektrod wynoszą odpowiednio Z1 oraz Z2 a rezystywność ciała pacjenta jest równa zero. Ponieważ pole elektryczne od składowej zmiennej jest indukowane na skutek zmiany potencjału powyżej masy, wytworzony w ten sposób prąd przesunięcia będzie płynął do uziemienia drogą o najmniejszej rezystancji. Zakładając, że Z¿ oraz ZD są odpowiednio duże, możemy w związku z tym przyjąć, że w sytuacji pojawienia się prądów zewnętrznych łączących się z odprowadzeniami elektrod, przepłyną one przez

35


odpowiadające im impedancje Z1 oraz Z2 a następnie przez impedancję uziemienia ZG. Interesującym nas napięciem jest to wytworzone pomiędzy punktami A oraz B (V A – potencjał w punkcie A, V B – potencjał w punkcie B):

V A=Z1 I D1+( I D1+ I D 2) ZG (10)

V B=Z2 I D2+( I D 1+ I D2 ) ZG (11)

V A−V B=Z1 I D1– Z2 I D2 (12)

W sytuacji, gdy Z1 ID1=Z2 ID 2 zakłócenia wynikające z powyżej opisywanego czynnika będą równe zero. W nieidealnym przypadku dodatkowym źródłem szumów mogą być:

niezrównoważenie impedancji elektrod,

różne wartości prądów przesunięcia (ich niejednakowy wpływ na impedancje odprowadzeń).

Można założyć, że w większości przypadków wykorzystywane są odprowadzenia o jednakowej długości. Jeżeli dodatkowo są one ułożone blisko siebie, wówczas możemy przyjąć, że wartości prądów przesunięcia – mających wpływ na poszczególne odprowadzenia – są jednakowe (wyjątkiem jest tutaj przypadek, gdy źródło sygnału zmiennego znajduje się znacznie bliżej jednego z odprowadzeń). W związku z powyższym, korzystając z równania: I D1=I D2=I D, możemy obliczyć napięcie zakłócające:

V ac=V A−V B=I D ( Z1−Z2 ) (13)

gdzie:

V ac – napięcie zakłócające.

Przyjmując następujące wartości liczbowe: różnica impedancji elektrod równa 5 kΩ oraz prąd przesunięcia płynący przez odprowadzenia elektrod równy 6 nA uzyskujemy następującą wartość napięcia zakłócającego:

V ac=V A−V B=(6×10−9 A ) ×5000Ω=30 μ V (14)

Powyżej obliczona wartość stanowi około 3 proc. typowej wartości napięcia jakie uzyskujemy podczas rejestracji przebiegu EKG.

Impedancja elektrod dla przyjętej w pracy częstotliwości (50 Hz) może wahać się w granicach od 1 kΩ do nawet 100 kΩ. Ważnym czynnikiem, który należy wziąć pod uwagę podczas projektowania układu do odbioru sygnałów biologicznych jest bez

36


wątpienia wielkość granicy elektroda-skóra, niemniej jednak głównym źródłem generującym zakłócenia jest różna wartość impedancji elektrod.

Wiele produkowanych komercyjnie odprowadzeń charakteryzuje się brakiem ekranu oraz ma poniżej 1 metra długości. Takie rozwiązania nie skutkują powstaniem nadmiernych zniekształceń, ponieważ wartość prądu przesunięcia jest niewielka i nie powoduje ona powstania znaczącej różnicy potencjałów na elektrodach.

Istotnym aspektem, który należy rozważyć podczas konstruowania systemu odbioru sygnału EKG jest także wielkość użytych elektrod. Z jednej strony większa powierzchnia elektrod może powodować wzrost wartości prądu przesunięcia, z drugiej powinna jednak zmniejszyć impedancję granicy skóra-elektroda. Biorąc pod uwagę fakt, że zwiększenie powierzchni obu elektrod jednocześnie nie spowoduje nadmiernego wzrostu prądu przesunięcia, można przyjąć, że korzystniejsze ze względu na redukcję zakłóceń jest zastosowanie elektrod o większym polu powierzchni.

Zakłócenia generowane w następstwie istnienia prądów przesunięcia mogą być determinowane przez wiele czynników, tj.:

słabe przygotowanie skóry pacjenta,

wysuszenie żelu mocującego elektrodę,

nieprawidłowe ułożeniu doprowadzeń elektrod.

W przypadku wystąpienia dużych trudności z uzyskaniem pożądanej impedancji elektroda – skóra, zaleca się użycie odpowiedniego materiału ściernego, który usuwając zewnętrzną część naskórka w konsekwencji znacznie poprawi właściwości przewodzące kontaktu.

Nieprawidłowe ułożenie elektrod może doprowadzić do wystąpienia niekorzystnego zróżnicowania prądów przesunięcia w odprowadzeniach elektrod. Najkorzystniejszą metodą redukcji tego efektu jest zastosowanie ekranowanych kabli. Niestety wiąże się to z koniecznością limitowania długości użytych odprowadzeń15.

Prądy przesunięcia w ciele pacjenta

W poprzednim podrozdziale rozważaliśmy sytuację, w której z powodu sprzężenia pojemnościowego występowało sumowanie się prądów płynących w elektrodach z odpowiadającymi im prądami przesunięcia. Powierzchna ciała człowieka również wykazuje właściwość gromadzenia ładunku elektrycznego i związku z tym można spodziewać się przepływu nadmiarowego prądu powodującego dodatkowe zakłócenia w odbieranym sygnale (o ile tylko ludzkie ciało będzie uziemione). Zjawisko to można

15 Ekranowane kable wprowadzają dodatkowy rodzaj zakłóceń zależny od ich długości.

37


opisać definiując potencjał ciała człowieka V CM, który powoduje powstanie prądu przesunięcia płynącego przez impedancję elektrody uziemiającej ZG.

Prostą metodą oszacowania wielkości prądu przesunięcia jest wykonanie pomiaru potencjału ciała pacjenta przy pomocy uziemionego oscyloskopu (np. dotykając palcem do jego wejścia). Należy przy tym zwrócić szczególną uwagę na prawidłowe odizolowanie badanego źródła sygnału od masy. Znając wejściową impedancję oscyloskopu dla 50 Hz możemy następnie wyznaczyć poszukiwany prąd przesunięcia posługując się następującą zależnością:

I D ( A )= VZ0

(15)

gdzie:

V – napięcie AC zmierzone na oscyloskopie,

Z0 – wejściowa impedancja dla 50 Hz.

Wartość obliczona z powyższego wzoru rzadko przekracza 1 µA (oscyluje ona zwykle w granicach 0,1 µA).

Problemem, który może pojawić się podczas szacowania wielkości prądu przesunięcia przy pomocy powyższej metody, jest brak znajomości impedancji wejściowej oscyloskopu. Rozwiązaniem tej kwestii jest przeprowadzenie prostego eksperymentu. Należy dotknąć wejścia oscyloskopu i zanotować uzyskaną wartość (oznaczmy ją V 1). Następnie należy dotknąć tego samego wejścia poprzez 1 MΩ rezystor i również zanotować uzyskaną wartość (oznaczmy ją V 2). Poszukiwaną wielkość impedancji wejściowej można ostatecznie obliczyć z równania:

Z0=V 2(1M Ω)

V 1−V 2(16)

Prąd przesunięcia I D zdefiniowany został jako prąd płynący przez ciało człowieka do masy poprzez elektrodę uziemiającą. Przyjmując, że prąd płynący przez wejściową impedancję wzmacniacza jest pomijalnie mały oraz zaniedbując wewnętrzną rezystancję ciała pacjenta możemy zdefiniować oraz oszacować potencjał ciała człowieka V CM zgodnie z poniższym wzorem:

V CM=I D ZG (17)

Biorąc pod uwagę wcześniejsze założenia, potencjał V CM pojawia się na wejściach idealnego wzmacniacza różnicowego równolegle, co w konsekwencji powoduje jego redukcję na wyjściu układu. Zakładając, że wartość prądu I D nie przekracza 1 µA a

38


wartość impedancji ZG wynosi 100 kΩ można stwierdzić, że maksymalna możliwa wartość potencjału V CM jest równa:

V CM=(1×10−6 ) ∙ (1×105 )=0,1V (18)

Typowe wartości potencjału V CM wahają się w granicach od 1 do 10 mV.

Dotychczasowa analiza prądów przesunięcia w ciele pacjenta była prowadzona z założeniem, że zaniedbujemy wewnętrzną impedancję ciała pacjenta. Oczywiście impedancja ta w rzeczywistych warunkach ma skończoną wartość i związku z tym dowolny prąd płynący przez ciało pacjenta do masy będzie także płynął przez tę rezystancję. Wewnętrzna impedancja ciała człowieka często nazywana jest także impedancją podskórną (ang. subcutaneous impedance). Ludzkie ciało można na potrzeby tych rozważań zamodelować jako układ kilku rezystywności, co poglądowo zostało przedstawione na rys. 2.X.

RUSUNEK CZŁOWIECZKA Z REZYSTORÓW

Wielkość przedstawionych na rysunku powyżej impedancji waha się od 20 Ω (rezystor reprezentujący tułów) do około 400 Ω (rezystor reprezentujący kończyny). Prądy przesunięcia wpływające do ciała przez ręce, nogi oraz tułów będą powodowały niejednorodność potencjałów w różnych częściach organizmu pacjenta. Występujące rozbieżności, związane z koniecznością odpowiedniego rozlokowania elektrod odbierających sygnał EKG, są dalej wzmacniane i powodują powstanie niepożądanych zakłóceń w sygnale wyjściowym.

Na rys. 2.X ukazano omawiany potencjał różnicowy jako iloczyn:

prądu przesunięcia (suma prądów płynących między różnorakimi elektrodami),

impedancji wewnętrznej Z I,

parametru K (dodatkowy współczynnik związany jest z faktem, iż w większości przypadków nie cały prąd I D płynie przez impedancję Z I; przyjmuje wartość od 0 do 1,0).

RUSUNEK CZŁOWIECZKA

39


Maksymalne możliwe do powstania zakłócenie wynikające z obecności prądów przesunięcia w ciele pacjenta dane jest wzorem:

V ac=Z I I D (w ciele pacjenta ) (19)

Zakładając, że V ac może wynosić maksymalnie 10 µV (wcześniej obliczone kryterium

1 proc.) a I D może przyjąć 110 wartości 1 µV (wzór nr 15), możemy oszacować

(korzystając ze wzoru nr 19) górną wartość wewnętrznej impedancji pacjenta zgodnie ze wzorem:

Z I=V ac

I D= 10×10−6V0,1×10−6 A

=100Ω (20)

Powyższa wartość zachowana jest w większości przypadków.

Umiejscowienie elektrod w niedużych odległościach od siebie może dodatkowo zmniejszyć wielkość omawianego zakłócenia (poprzez zmniejszenie wartości Z I). W elektrokardiografii ułożenie elektrod jest ustandaryzowane i mimo tego, że są one relatywnie daleko od siebie, to możemy ustrzec się artefaktów poprzez modelowanie potencjałów wchodzących na różnicowe wejścia wzmacniacza (umiejętne rozłożenie elektrody odniesienia). Innymi słowy lokalizacja elektrody odniesienia dyktuje ścieżkę przepływu prądu przesunięcia od każdej z elektrod do masy.

Gdy tradycyjne umieszczenie elektrody odniesienia na prawej nodze powoduje niedopuszczalne zakłócenia najlepiej ulokować ją w okolicach klatki piersiowej.

40

3A N A L I Z A W Y B R A N Y C H U K Ł A D Ó W

W Z M A C N I A C Z Y EK G

Przeprowadzono analizę działania dwóch wybranych układów wzmacniaczy sygnałów EKG. Pierwszym z nich był klasyczny układ wzmacniacza sygnałów bioelektrycznych ze sprzężeniem stałoprądowym i scalonym wzmacniaczem pomiarowym, drugim układ ze sprzężeniem pojemnościowym.

3.1 ANALIZA WZMACNIACZA EKG ZE SPRZĘŻENIEM STAŁOPRĄDOWYM

3.1.1 Wymagania projektowe

W zastosowaniach klinicznych wykorzystujących rejestrację elektrokardiogramu, bardzo istotnym aspektem jest zachowanie pierwotnego kształtu przebiegu począwszy od elektrod a skończywszy na wyjściu układu. Najważniejszym elementem mającym wpływ na jakość uzyskiwanego sygnału jest wybrany (już na etapie projektowania) wzmacniacz. Wymagania projektowe stawiane urządzeniu wykorzystującemu suche elektrody są jeszcze bardziej rygorystyczne, niemniej możliwe jest uzyskanie zadowalających wyników, porównywalnych nawet do układów w pełni klasycznych.

Głównymi czynnikami mającymi wpływ na jakość uzyskiwanego przebiegu są:

obszar wzajemnego oddziaływania skóry, elektrod i pierwszego stopnia wzmacniającego,

artefakty wynikające z przemieszczenia elektrod,

zakłócenia elektryczne (sieciowe),

CMRR wzmacniacza,

odpowiedź częstotliwościowa wzmacniacza,

szumy własne wzmacniacza,

wahania poziomu sygnału wejściowego.

Zmienny poziom sygnału wejściowego związany jest przede wszystkim z charakterystycznymi cechami badanej osoby. Najczęściej do niwelowania

41

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 3 3 A N A L I Z A W Y B R A N Y C H U K Ł A D Ó W W Z M A C N I A C Z Y EKG

niekorzystnego wpływu tego czynnika na uzyskiwany sygnał wyjściowy wykorzystuje się automatyczną korekcję wzmocnienia.

3.2 ANALIZA WZMACNIACZA EKG ZE SPRZĘŻENIEM POJEMNOŚCIOWYM

Typowym rozwiązaniem wykorzystywanym podczas konstruowania wzmacniacza sygnałów biologicznych jest wybór układu składającego się ze wzmacniacza różnicowego oraz następującego po nim w pełni różnicowego wzmacniacza ze sprzężeniem stałoprądowym (klasyczny układ z trzema wzmacniaczami operacyjnymi). Powyższe rozwiązanie cechuje się16:

dużym współczynnikiem tłumienia sygnału wspólnego (CMRR),

szumem wejściowym zależnym jedynie od wzmacniaczy operacyjnych tworzących drugi stopień wzmacniający.

Powyższe właściwości są bardzo pożądane w systemach związanych ze zbieraniem danych bioelektrycznych. Niestety występowanie offsetu napięcia elektrod znacznie redukuje możliwe do uzyskania tą techniką finalne wzmocnienie układu. Sytuacja pogarsza się dodatkowo jeżeli chcielibyśmy zastosować omawiane rozwiązanie w aplikacjach z zasilaniem bateryjnym (minimalizacja pierwszego stopnia wzmacniającego znacznie poszerza ilość koniecznych do użycia elementów składających się na kolejne stopnie układu).

Najprostszą metodą uzyskania sprzężenia zmiennoprądowego (redukującego powyższe niedogodności) jest wykorzystanie pasywnego, różnicowego17 filtru górnoprzepustowego. Schemat ideowy typowego wzmacniacza realizującego sprzężenie AC pokazano na rys. 3.X.a. Układ ten spełnia wymagania związane z zastosowaniami niskoprądowymi, jednak obecność rezystora R2 powoduje zmniejszenie impedancji sygnału wspólnego ZC co finalnie wiąże się z obniżeniem efektywnego współczynnika CMRR. Ponadto ten ostatni silnie zależy od tolerancji użytych elementów, jest redukowany prze impedancję niezrównoważenia elektrod oraz maleje ze wzrostem częstotliwości.

16 Przy założeniu dużego wzmocnienia w pierwszym stopniu wzmacniającym.

17 Przy założeniu jednoczesnego użycia wzmacniacza różnicowego, co jest rozwiązaniem typowym w zastosowaniach biomedycznych.

42


Rysunek 3.1 Schematy ideowe wzmacniaczy ze sprzężeniem pojemnościowym:(a) – typowe rozwiązanie,(b) – rozwiązanie proponowane.


Rozwiązaniem, które cechuje się wysokim współczynnikiem CMRR oraz brakiem jakiegokolwiek rezystora uziemiającego jest schemat pokazany na rys. 3.X.b. Na rys. 3.X przedstawiono natomiast schemat ideowy zaproponowanego wzmacniacza z dodatkowym stopniem sprzężenia zmiennoprądowego, pasywnym stopniem wejściowym oraz aktywnym obwodem redukującym składową stałą.

Rysunek 3.2 Schemat ideowy proponowanego wzmacniacza ze sprzężeniem pojemnościowym.


Jeżeli R2C=R2' C '=τ2 to transmitancja układu ze sprzężeniem AC jest równa:

43


GDD ( s )=sτ21+s τ2

(21)

co odpowiada filtrowi górnoprzepustowemu pierwszego rzędu. Jeśli stałe czasu nie są sobie równe, to obwód ma dwa bieguny i dwa zera. Ze względu na to, że transmitancja GDD nie zależy od R1, jednym z kryteriów projektowych jest wybranie jak największej wartości rezystancji R1, w celu zmniejszenia obciążenia źródła sygnału wejściowego. Alternatywnie, wybierając R1=R2=R można uprościć projektowanie.

Obwód z rys. 3.X.b usuwa składową stałą przebiegu wejściowego, ale wejściowe napięcia niezrównoważenia są wzmacniane tak, jak sygnały wejściowe i mogą znacząco zredukować wyjściowy zakres dynamiki. Dla przykładu wejściowe napięcie niezrównoważenia równe 1 mV przy wzmocnieniu 1000 da na wyjściu napięcie 1 V. Ponadto będą wzmacniane:

szum termiczny rezystorów R2 i R2’ w zakresie od składowej stałej DC do

częstotliwości narożnej f c=1/2πR2C,

wejściowy szum napięciowy wzmacniacza (włączając w to szum typu 1/ f ).

W celu usunięcia napięcia niezrównoważenia i zredukowania szumu typu 1/ f wzmacniacz musi redukować niskie częstotliwości. Na rys. 3.X (ten powyżej) pokazano rozwiązanie, które wykorzystuje integrator w pętli sprzężenia zwrotnego dookoła wzmacniacza różnicowego. Układ ma dwa stopnie sprzężone zmiennoprądowo: wejściowy obwód różnicowy sprzężony zmiennoprądowo oraz różnicowy wzmacniacz górnoprzepustowy. Całkowita transmitancja tego układu wynosi:

T ( s )=s τ21+s τ 2

s τ i AV 0

1+s τ i(22)

gdzie:

τ i=RiC i,

AV 0=1+2R4

R3.

W powyższym wzorze pierwszy czynnik odpowiada pasywnej sieci sprzężonej zmiennoprądowo, drugi zaś reprezentuje wzmacniacz i układ przywracania składowej stałej.

3.2.1 Odpowiedź niskoczęstotliwościowa

Niskoczęstotliwościowa odpowiedź proponowanego wzmacniacza jest zdefiniowana przez dwie stałe czasowe: τ 2 oraz τ i.

44


Stałe czasowe są modelowane w celu osiągnięcia pożądanej odpowiedzi przejściowej, która jest zwykle dana jako odpowiedź na impulsy prostokątne lub trójkątne. Dla przykładu impuls 60 μV ∙ s (prostokąt o amplitudzie 1 mV i czasie trwania 60 ms) nie powinien produkować przesunięcia (offsetu) sygnału wyjściowego EKG względem linii izoelektrycznej większego niż 20 V.

3.2.2 Odpowiedź wysokoczęstotliwościowa

Wzmacniacz EKG musi zawierać filtr dolnoprzepustowy w celu ograniczenia pasma (zmniejszenia poziomu szumów). Filtr drugiego rzędu z podwójnym biegunem (tłumienie krytyczne, brak przerzutu w odpowiedzi na impuls schodkowy) jest dobrym wyborem, ponieważ nie zmienia on wcześniej obliczonego przerzutu. W przeciwnym wypadku jego odpowiedź przejściowa mogłaby zwiększyć wcześniej wyznaczone przesunięcie sygnału, co prowadzi do konieczności iteracyjnego poprawienia projektowanych wartości filtru. Całkowita funkcja przenoszenia wynosi zatem:

T ( s )=s τ21+sτ 2

sτ i AV 0

1+s τ i

1(1+sτ F )2

(23)

3.2.3 Wybór wzmacniacza operacyjnego

Ze względu na to, że wzmacniacz koncentruje swoje wzmocnienie w pierwszym stopniu, jego równoważny wejściowy poziom szumów jest zdeterminowany przez parametry wzmacniaczy tworzących stopień wejściowy. Budowa urządzeń niskoszumowych (EKG wysokiej rozdzielczości, EEG) wymaga zastosowania niskoszumowych wzmacniaczy operacyjnych. W urządzeniach zasilanych bateryjnie konieczne jest stosowanie niskomocowych wzmacniaczy o pełnym zakresie napięcia wyjściowego (od dolnego potencjału zasilającego do górnego). Proponowany układ zawiera niskomocowe, niskoszumne wzmacniacze typu TLC2272.

45


Rysunek 3.3 Pełny schemat proponowanego wzmacniacza ze sprzężeniem pojemnościowym.


Pełny schemat proponowanego wzmacniacza ze sprzężeniem pojemnościowym pokazano na rys. 3.X.

46

4K O N C E P C J A U R Z Ą D Z E N I A

ezprzewodowe urządzenie do monitorowania stanu układu krążenia musi spełniać następujące wymogi:B

pomiar sygnału elektrokardiograficznego,

izolacja galwaniczna urządzenia od sieci energetycznej lub zasilanie bateryjne ze względu na bezpieczeństwo pacjenta (groźba porażenia prądem elektrycznym),

bezprzewodowa transmisja danych do komputera,

częstotliwość próbkowania minimum 200 Hz, ze względu na pasmo sygnału EKG do 100 Hz,

minimum 10-bitowy przetwornik analogowo-cyfrowy,

małe wymiary zewnętrzne,

mały pobór prądu (energooszczędność),

co najmniej trzy elektrody (dwie elektrody dla jednego kanału różnicowego oraz jedna elektroda zwrotna).

Schemat blokowy koncepcji systemu przedstawiony został na rys. 3.1.

Rysunek 4.1 Schemat blokowy koncepcji systemu do monitorowania stanu pacjenta.

Opracowanie własne.

47

Wzmacniacz EKGMikrokontroler z 10-bitowym przetwornikiem ADCModuł nadajnika bezprzewodowegoModuł odbiornika bezprzewodowegoKomputer PC

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 4 4 O P I S K O N S T R U K C J I U R Z Ą D Z E N I A Z E S P R Z Ę Ż E N I E M S T A Ł O P R Ą D O W Y M

Możliwe rozwiązania transmisji bezprzewodowej to np.:

transmisja radiowa (pasmo 433 MHz),

transmisja radiowa (Bluetooth),

podczerwień (IrDA).

4.1 BLUETOOTH

Standard Bluetooth opisany jest w specyfikacji liczącej ponad 1500 stron. Jest to standard definiujący cyfrowe łącze radiowe krótkiego zasięgu, do transmisji typu punkt-wielopunkt. Specyfikacja definiuje zarówno poziom połączeń jak i poziom aplikacji.

Ogólna charakterystyka technologii Bluetooth:

nominalny zasięg: 10 m; może być powiększony do 100 m, po zastosowaniu opcjonalnego wzmacniacza,

maksymalna szybkość łącza: 723,2 kb/s (przy zastosowaniu EDR18 do 3Mb/s),

transmisja w nielicencjonowanym paśmie ISM19 - 2,4 GHz,

modulacja FSK (Frequency Shift Keying), z zastosowaniem schematu rozpraszania widma z przeskokami częstotliwości. W ramach pasma częstotliwości dostępnych jest 79 kanałów, w odstępach co 1 MHz. Kolejność ich wykorzystywania do transmisji jest ustalana w sposób pseudolosowy. Przeskoki między kanałami następują 1600 razy na sekundę (co 625 μs), co zapewnia dużą odporność na sygnały zakłócające,

w obrębie podstawowej jednostki organizacyjnej możliwa jest obecność do 8 urządzeń aktywnych i 255 nieaktywnych (tryb PARK),

procedury zabezpieczające transmisję przed przechwyceniem przez osoby niepowołane są zaimplementowane na poziomie łącza – nie trzeba wprowadzać dodatkowych zabezpieczeń za poziomie aplikacji.

Najpoważniejszą zaletą nadajnika Bluetooth jest wielokierunkowa charakterystyka transmisji, co umożliwia wygodne, bezprzewodowe przesyłanie danych, przy czym nadajnik i odbiornik nie muszą się bezpośrednio „widzieć”; wystarczy, że znajdą się swoim zasięgu [28].

18 EDR (ang. Enhanced Data Rate) - podwyższona wielkość strumienia danych.

19 ISM (ang. Industrial, Scientific, Medical) - przemysłowy, naukowy, medyczny.

48

Wzmacniacz EKG z układem AD620

Mikrokontroler ATmega8 z 10-bitowym

przetwornikiem ADC

Konwerter poziomu napięć na RS-232 (MAX232)

Blok zasilania bateryjnego z przetwornicą napięcia ujemnego ICL7660

Moduł odbiornika radiowego CC1000 Moduł nadajnika radiowego CC1000

Komputer PC

5O P I S K O N S T R U K C J I U R Z Ą D Z E N I A

ramach pracy zaprojektowano i zbudowano system do bezprzewodowego monitorowania stanu układu krążenia.W

5.1 SCHEMAT BLOKOWY

Schemat blokowy zbudowanego urządzenia do monitorowania stanu pacjenta pokazano na rys. 4.1.

Rysunek 5.1 Schemat blokowy systemu do monitorowania stanu pacjenta.


System do bezprzewodowego monitorowania stanu układu krążenia składa się z:

49

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 5 5 O P I S K O N S T R U K C J I U R Z Ą D Z E Ń Z E S P R Z Ę Ż E N I E M Z M I E N N O P R Ą D O W Y M

bloku wzmacniacza sygnału EKG (część analogowa),

mikrokontrolera ATmega8 z wbudowanym przetwornikiem ADC 10-bitowym,

układu nadajnika radiowego z mikrokontrolerem CC1000 (moduł pracujący na częstotliwości 433 MHz),

układu odbiornika radiowego z mikrokontrolerem CC1000 (moduł pracujący na częstotliwości 433 MHz), połączonego z komputerem interfejsem RS-232,

komputera PC z programem akwizycyjnym.

5.2 SCHEMAT ELEKTRYCZNY

5.2.1 Wzmacniacz EKG

Zaprojektowano jednokanałowy wzmacniacz EKG, do wejść którego dołączone są dwie elektrody tworzące jeden kanał różnicowy oraz jedna elektroda zwrotna.

Rezystancja ciała ludzkiego jest wysoka i zmienna. Pomiar napięcia między punktami na ciele jest podatny na zakłócenia, w szczególności na te pochodzące od sieci energetycznej. Przy zakresie sygnału EKG rzędu miliwoltów zakłócenia mogą być rzędu woltów. Potrzebny więc jest wzmacniacz analogowy redukujący zakłócenia. Zastosowany układ elektroniczny wykorzystuje moduł scalonego wzmacniacza pomiarowego AD620 firmy Analog Devices. Układ ten ma wzmocnienie 1 V / 1 mV [1].

5.2.2 Układ AD620

Struktura wewnętrzna AD620 odpowiada zmodyfikowanej klasycznej konfiguracji wzmacniacza instrumentalnego złożonego z trzech wzmacniaczy operacyjnych. Ten typ wzmacniacza pozwala na jednoczesne uzyskanie wysokiej rezystancji wejściowej RWE (aby nie obciążać nadmiernie źródła wzmacnianych sygnałów) przy jednoczesnym dużym wzmocnieniu sygnału różnicowego Kd. Istotną zaletą tego układu jest również osiąganie bardzo wysokiego współczynnika CMRR20 przy bardzo małym dryfcie napięcia i prądu niezrównoważenia. Wzmacniacz pomiarowy pozwala na spełnienie wysokich wymagań wynikających ze źródła sygnału, które w prostym wzmacniaczu różnicowym opartym na jednym wzmacniaczu operacyjnym nie mogłyby być zrealizowane [12].

Na rys. 4.2 przedstawiono przykład podłączenia układu do odpowiednich elektrod na ciele osoby badanej, w celu zarejestrowania odprowadzenia kończynowego dwubiegunowego pierwszego (różnica potencjałów między prawą i lewą ręką). Jak widać, układ redukujący zakłócenia wymaga podłączenia jeszcze jednej elektrody. Wynika to z faktu, że zastosowany w tym układzie wzmacniacz różnicowy działa

20 CMRR (ang. Common-mode rejection ratio) - współczynnik tłumienia sygnału wspólnego.

50


prawidłowo pod warunkiem, iż żaden z mierzonych sygnałów nie przekroczy pewnego poziomu. Poziom ten wyznacza różnica napięcia zasilającego wzmacniacz (ok. – 0,7V). Dlatego należy ustalić potencjał osoby badanej, aby w układzie wzmacniającym odjąć go od sygnału wspólnego mierzonych sygnałów. W tym celu stosuje się dodatkową elektrodę (ang. shield driver). Jest ona przymocowana do prawej nogi badanego i standardowo oznaczana jest kolorem czarnym [12, 17].

Rysunek 5.2 Schemat aplikacyjny układu AD620.

Źródło: [1] s. 12.

5.2.3 Mikrokontroler ATmega8

ATmega8 jest 8-bitowym mikrokontrolerem RISC, wyposażonym w 8 kB nieulotnej pamięci typu FLASH.

Układ mikrokontrolera ATmega8 zawiera [2]:

pamięć programu typu FLASH i pamięć danych RAM (ang. random access memory),

jednostkę arytmetyczno-logiczną ALU (ang. arithmetic and logic unit),

system urządzeń wejściowych i wyjściowych I/O (ang. input/output) umożliwiający ustawianie i odczytywanie napięć z wybranych „nóżek” oraz sterowanie dodatkowymi układami wewnętrznymi (m.in. licznikami ogólnego przeznaczenia, interfejsami transmisji szeregowej RS-232, SPI i I2C, komparatorem, przetwornikiem A/C, układami automatycznego resetowania tzw. watchdog i brown-out detector, pamięcią EEPROM),

jednostkę sterującą CU (ang. control unit).

51


Pamięć programu i danych

W sposobie obsługi pamięci programu i danych mikrokontrolery AVR reprezentują podejście określane jako Harvard architecture, w którym kod programu i dane pamiętane są w dwóch rozłącznych obszarach pamięci. Rozwiązanie takie uważane jest za szybsze w porównaniu z klasycznym modelem z jedną wspólną pamięcią.

Pamięć programu typu FLASH składa się z 8192 bajtów i zawiera instrukcje programu. Instrukcje te kodowane są w kolejnych dwóch bajtach. Zatem maksymalnie program może składać się z 4096 instrukcji. Cechą pamięci FLASH jest zachowanie zawartości niezależnie od napięcia zasilania. Aby udostępnić łatwe (możliwe do wykonania przez użytkownika bez specjalistycznych urządzeń) programowanie układu, pamięć wykonana jest w tej samej technologii jaką znamy z dyskietek USB (pendrive). Jak zapewnia producent pamięć programu umożliwia co najmniej 10 000 operacji programowania.

Pamięć danych RAM jest pamięcią o swobodnym dostępie o pojemności 1024 bajtów. Umożliwia zapis i odczytywanie komórek, jednak jej zawartość jest tracona z chwilą wyłączenia zasilania. Służy do pamiętania wartości wykorzystywanych zmiennych oraz do implementacji mechanizmu stosu stosowanego przy wywoływaniach funkcji.

Jednostka arytmetyczno-logiczna

Jednostka ta umożliwia realizację działań arytmetycznych (dodawanie, odejmowanie, mnożenie), logicznych (operacje koniunkcji i alternatywy) oraz porównań. Argumenty i wyniki tych działań pamiętane są w tzw. rejestrach, które możemy wyobrażać sobie jako wewnętrzną 32-bajtową pamięć RAM ALU. Bajtowy rozmiar tych rejestrów wymuszony jest przez 8-bitową szynę mikrokontrolera.

System wejścia/wyjścia

Z poziomu programu system I/O widoczny jest jako 64-bajtowy obszar pamięci. Użytkownicy w swoich programach mają możliwość odczytu i zapisu wybranych bajtów tego obszaru i w ten sposób konfiguracji systemu.

Jednostka sterująca

Zadaniem jednostki sterującej jest pobieranie kodów instrukcji z pamięci ROM i ich wykonywanie. Jednostka ta zawiera licznik 12-bitowy (liczący w zakresie od 0 do 4095) wskazujący w pamięci ROM instrukcję którą należy wykonać. Bezpośrednio po włączeniu zasilania wartość licznika wynosi 0 [2, 3].

52


5.2.4 Moduł CC1000 (Radiomodem)

Uniwersalny, zintegrowany Radiomodem CC1000 DIP SWITCH (rys. 4.3) został zaprojektowany jako moduł OEM21 i pracuje w nielicencjonowanym paśmie 433 MHz z regulowaną mocą wyjściową do 10 dBm.

Rysunek 5.3 Moduł CC1000 (widok z góry).

Został on zbudowany w oparciu o scalony transceiver22 CC1000 firmy Chipcon. Szybkość transmisji danych w torze radiowym zmieniana jest w zakresie 600-9600 bitów/s. Wbudowany przełącznik typu dip switch pozwala użytkownikowi na ustawienie prędkości komunikacji z portem szeregowym RS-232 w zakresie 600-57600 bitów/s. Radiomodem oferowany jest w zestawie z anteną prętową wyposażoną w złącze typu SMA (rys. 4.4)23.

Rysunek 5.4 Gniazdo typu SMA (żeńskie).

21 OEM (ang. Original Equipment Manufacturer) - organizacja sprzedająca produkty wytworzone przez inne firmy. Termin może być mylący, gdyż OEM nie jest wytwórcą, lecz sprzedawcą sprzętu dla użytkownika końcowego, choć zdarza się niekiedy, że jest jego projektantem.

22 W radiokomunikacji terminem transceiver (potocznie - "radiostacja") określane jest urządzenie nadawczo - odbiorcze, czyli takie, które łączy funkcjonalność nadajnika (ang. transmitter) i odbiornika (ang. receiver).

23 Złącze SMA (ang. SubMiniature version A) - złącze współosiowe stosowane do łączenia urządzeń wykorzystujących kable koncentryczne i przesyłających sygnały wysokiej częstotliwości (do 18 GHz).

53


W torze radiowym modem umożliwia komunikację z maksymalną prędkością 9600 bitów/s. Prędkość ta może być zmieniana w zakresie 600-9600 bitów/s. Komunikacja z komputerem może odbywać się z prędkością zmienianą w zakresie 600-57600 bitów/s.

Transmisja radiowa realizowana jest w postaci pakietów, maksymalnie 64 bajtowych, z czego 54 bajty są danymi odebranymi z portu szeregowego, a pozostałe użyte są na potrzeby formowania pakietów. Ponieważ transmisja pomiędzy komputerem może przebiegać szybciej niż w torze radiowym, do sterowania przepływem danych został zastosowany sygnał CTS złącza RS-232, który informuje komputer nadrzędny o gotowości przyjęcia danych przez modem. W związku z tym, do poprawnej pracy modemu w terminalu należy zastosować sprzętowe sterowanie przepływem danych. Jeżeli wysyłane dane przekraczają pojemność bufora, to po jego zapełnieniu zerowany jest sygnał CTS, przez co komputer wstrzymuje transmisje danych. Następnie modem wysyła drogą radiową ramkę danych. Po wysłaniu jednego pakietu danych ustawia on sygnał CTS sygnalizując gotowość do przyjęcia kolejnych danych.

Chcąc wysłać dane, nie ma konieczności zapełniania bufora. Modem po odebraniu każdego bajtu z portu szeregowego uruchamia timer, który odlicza czas równy przesłaniu pięciu bajtów danych. Jeśli czas pomiędzy kolejnymi bajtami będzie większy od odliczonego przez timer czasu, to transmisja danych poprzez port szeregowy zostanie wstrzymana i rozpocznie się przesyłanie zawartości bufora drogą radiową. Maksymalny czas pomiędzy poszczególnymi bajtami (timeout), który spowoduje wstrzymanie transmisji danych jest uzależniony od aktualnie obowiązującej prędkości na porcie RS-232 oraz jest odpowiednikiem wartości potrzebnej do przesłania pięciu bajtów danych (wartość zmienna).

Wyjątek stanowi tryb pracy przystosowany do współpracy z programem HyperTerminal24. W trybie tym transmisja przebiega ze stałą prędkością 57600 bitów/s, natomiast czas timeout wynosi 15ms. Konieczność uwzględnienia takiego stanu rzeczy wiąże się z tym, iż HyperTerminal wysyła poszczególne bajty z odstępami czasowymi około 12ms powodując, że zastosowanie czasu timeout równego pięć bajtów wiąże się z wysłaniem ramki danych po odebraniu pojedynczego bajtu z portu szeregowego. Odbiór danych radiowych sprowadza się do wykrycia poprawnej ramki danych. Jeśli takowa zostanie przyjęta, podana liczba bajtów zostanie skierowana do portu szeregowego.

Modem może pracować w jednym z trzech trybów:

24 HyperTerminal – program narzędziowy w systemie Microsoft Windows używany do łączenia się między komputerami, które pracują pod kontrolą odmiennych systemów operacyjnych. Możliwe sposoby połączenia obejmują połączenie modemowe (telefoniczne), bezpośrednie kablowe poprzez łącze szeregowe oraz łącze TCP poprzez sieć lokalną lub rozległą.

54


tryb spoczynku,

tryb nadawania danych,

tryb odbioru danych.

Przełączanie miedzy poszczególnymi trybami wykonywane jest automatycznie w zależności od stanu sygnałów zewnętrznych.

O aktualnym stanie pracy urządzenia informują wbudowane w system diody LED. Poprawną pracę modułu CC1000 sygnalizuje dioda żółta. Po włączeniu zasilania podjęta zostaje próba kalibracji i gdy wszystko przebiegnie pomyślnie, dioda zostaje zapalona. Jeżeli mimo próby włączenia dioda pozostaje zgaszona, oznacza to niepoprawną pracę modułu. Dioda czerwona sygnalizuje tryb nadawania, dioda zielona tryb odbioru danych.

Pierwotnie modem skonfigurowany jest do pracy z prędkością 9600 bitów przy użyciu kodowania typu Manchester oraz z mocą nadawania równa +10dB. Wszystkie parametry mogą zostać zmienione w zależności od wymagań danego systemu.

Konfiguracja radiomodemu wykonywana jest w dwojaki sposób. Mechanicznie poprzez przełącznik ustawiane są parametry transmisji RS-232. W sposób programowy poprzez dowolny terminal obsługujący port szeregowy konfigurowane są parametry toru radiowego. Te drugie zapisywane są w nieulotnej pamięci, dlatego nie ma potrzeby każdorazowego ich ustawiania po włączeniu zasilania [22].

Wszystkie sygnały transmisyjne oraz zasilania dostępne są na złączu szpilkowym. Sposób ich podłączenia do portu szeregowego komputera przedstawiony jest na rys. 4.5.

Rysunek 5.5 Opis sygnałów na złączu szpilkowym modemu i sposób ich podłączenia do złącza DB9.

Źródło: [22] s. 6.

Do zasilania modemu należy stosować zasilacz o napięciu wyjściowym w granicach 6V-12V i wydajności prądowej około 100mA. Szybkość wybranej transmisji radiowej wynosi 9600 bitów/s.

55


5.2.5 Charakterystyka złącza RS-232

Pomimo nieustannej presji ze strony użytkowników, ciągle brak jest niekwestionowanego standardu w obszarze interfejsów medycznej aparatury pomiarowej. Większość obecnie działających urządzeń wyposażona jest w prosty interfejs RS-232. Jest to standard opracowany przez Electronic Industries Association (EIA) definiujący interfejs do szeregowej transmisji danych pomiędzy DTE (data terminal equipment) i DCE (data communication equipment), czyli pomiędzy komputerem a modemem. W komputerach osobistych zaczęto go również stosować do podłączenia urządzeń peryferyjnych. Dostępność RS-232 spowodowała, że standard ten jest bardzo często stosowany do szeregowej transmisji danych wielu urządzeń, w tym we wszelkiego rodzaju pomiarowych urządzeniach medycznych. Jednakże, każdy producent sprzętu medycznego definiuje swoją własną składnię przesyłanych komunikatów, publikując ją w instrukcji obsługi urządzenia. W związku z tym, bardzo trudne jest przygotowanie oprogramowania nadzorującego stan pacjenta, które obejmowałoby możliwość podłączenia każdego z urządzeń do monitorowania stanu chorych znajdujących się w szpitalu. Ponadto RS-232 nie jest ani pod względem parametrów mechanicznych, ani elektrycznych przystosowany do wielokrotnego w ciągu doby podłączania różnych urządzeń medycznych do komputera zbierającego dane, co jest wymaganiem podstawowym na oddziałach intensywnej terapii. Pomimo tego RS-232 jest ciągle szeroko stosowany w urządzeniach medycznych [9].

Wymagania stawiane transmisji danych pomiędzy DTE a DCE określiły podstawowe własności standardu. W związku z tym, że szybkość transmisji danych była ograniczona poprzez parametry linii telekomunikacyjnych, standard określił maksymalną szybkość transmisji na 20kb/s przez łącze niesymetryczne w trybie asynchronicznym lub synchronicznym. Maksymalną odległość między DTE a DCE określono na 15 metrów.

Biorąc pod uwagę system monitorowania stanu pacjenta, zarówno odległość między urządzeniami a komputerem, jak i szybkość przesyłania danych jest zazwyczaj zupełnie wystarczająca. Szybkość równa 4800 bitów/s umożliwia przesyłanie około 400 znaków alfanumerycznych na sekundę. Szybkość 9600 bitów/s powinna być wystarczająca do przesyłania sygnału EKG w postaci cyfrowej.

Typowe wartości szybkości transmisji wynoszą odpowiednio: 1200, 2400, 4800 oraz 9600 bitów/s (bodów). Zarówno szybkość transmisji, jak również ilość bitów stopu, ilość bitów danych, rodzaj parzystości lub jej brak jest określany przed nawiązaniem połączenia.

Przewód interfejsu najczęściej zakończony jest złączem 9- lub 25-stykowym typu Canon. Standard definiuje zestaw wyprowadzeń, z których najczęściej wykorzystuje się 9 sygnałów przedstawionych w tab. 4.1.

56


W przypadku transmisji dwukierunkowej dane przesyłane są na liniach TxD oraz RxD. Pozostałe wyprowadzenia pełnią rolę sygnałów kontrolnych i ich wykorzystanie jest często pomijane w transmisji danych.

Oznaczenie wyprowadzenia

Numer wyprowadzenia na złączu 9 stykowym

Kierunek sygnału Znaczenie sygnału

DCD 1 do komputera nośna wykrytaRxD 2 do komputera dane odbierane

TxD 3 do komputera dane nadawane

DTR 4 do komputera komputer gotowy

SG 5 ↔ masa sygnałowa

DSR 6 do komputera gotowość modemu

RTS 7 do komputera żądanie nadawania

CTS 8 do komputera gotowość do nadawania

RI 9 do komputera wskaźnik wywołania

Tabela 5.1 Organizacja wyprowadzeń na złączu interfejsu RS-232.

Źródło: [9].

Specyfikacja parametrów elektrycznych interfejsu RS-232 definiuje dwa poziomy napięć:

napięcie ujemne (-3V ÷ -15V), reprezentujące logiczną „1” na liniach danych (TxD, RxD) i logiczne „0” na liniach handshake’u,

napięcie dodatnie (3V ÷ 15V), reprezentujące logiczne „0” na liniach danych i logiczne „1” na liniach handshake’u.

Zwykle urządzenia medyczne mają zaimplementowane komendy, po otrzymaniu których przesyłają wyniki pomiarowe do komputera. Dzięki temu, można prowadzić komputerową rejestrację stanu pacjenta. Wszelkie ustawienia parametrów przyrządu należy jednak wykonać bezpośrednio w przyrządzie, gdyż nie jest praktykowane wykorzystanie interfejsu RS-232 do sterowania lub ustawienia parametrów pomiarowych urządzeń medycznych [23].

* * *

Schemat elektryczny urządzenia przedstawiono na rys. 4.6 a widok płytki drukowanej na rys 4.7.

57


Rysunek 5.6 Schemat elektryczny urządzenia.

58


Rysunek 5.7 Widok płytki drukowanej.

5.3 BUDOWA MECHANICZNA

Zaprojektowana płytka została zamknięta w metalowej obudowie podłączonej do masy. W ten sposób udało się odizolować urządzenie i w konsekwencji zmniejszyć ilość zakłóceń zewnętrznych (szczególnie składową pochodzącą od sieci energetycznej: 50 Hz).

Zdjęcie zaprojektowanego układu zostało przedstawione na rys. 4.8.

Rysunek 5.8 Zdjęcie wykonanej płytki modułu EKG.

59


Na zewnątrz metalowej obudowy zostały wyprowadzone niezbędne sygnały. Na panelu przednim, ukazanym na rys. 4.9, umieszczone zostały złącza trzech elektrod. Kolorem czarnym oznaczono przyłącze elektrody zwrotnej.

Rysunek 5.9 Panel przedni modułu EKG.

Na panelu tylnym urządzenia, przedstawionym na rys. 4.10, umieszczono zasilanie oraz złącze RS-232 służące do przekazywania informacji do nadajnika radiowego.

Rysunek 5.10 Panel tylny modułu EKG.

Do zasilania układu po stronie modułu EKG oraz nadajnika radiowego wykorzystywano 3 akumulatory niklowo-metalowo-wodorowe (NiMH, ang. nickel metal hydride). Po stronie odbiornika radiowego wykorzystywano akumulatory lub zasilacz sieciowy25.

Oba moduły radiowe zostały zamknięte w plastikowych obudowach. Na zewnątrz wyprowadzono złącze zasilające oraz port komunikacyjny RS-232. Na rys. 4.11

25 Wiązało się to z brakiem konieczności izolacji odbiornika od sieci elektrycznej.

60


przedstawiono moduł nadajnika radiowego połączonego z zaprojektowaną płytką (płytka jeszcze bez obudowy: zdjęcie z fazy testowej).

Rysunek 5.11 Moduł radiowy połączony z zaprojektowaną płytką modułu EKG (faza testowa).

W fazie testowania urządzenia wykorzystywano szereg różnych elektrod, np. elektrody jednorazowe, elektrody zaciskowe AgCl, elektrody miedziane własnego wykonania. Zdjęcie tych trzecich przedstawiono na rys. 4.12.

Rysunek 5.12 Zaprojektowane elektrody.

61

6O P R O G R A M O W A N I E S Y S T E M U

6.1 PROGRAM MIKROKONTROLERA ATMEGA8

ramach pracy napisano program sterujący pracą mikrokontrolera ATmega8. Implementacji dokonano w języku BASIC z wykorzystaniem środowiska

programistycznego dla mikrokontrolerów AVR o nazwie BASCOM AVR. WKod źródłowy programu wraz z komentarzami zamieszczono poniżej.

$crystal = 3686400 '3686400 częstotliwość rezonatora kwarcowego

$baud = 57600 'ustawienie prędkości transmisji łącza szeregowego RS-232 do komputera 19200 max

$regfile = "M8def.dat" 'dołączenie definicji rejestrów procesora AT90S8515

‘deklaracja zmiennych

Dim Wynik As WordDim Wynik2 As WordDim Mlodszy As ByteDim Starszy As ByteDim Warunek As ByteDim Wart As Word

Config Adc = Single , Prescaler = Auto , Reference = AvccConfig Timer1 = Timer , Prescale = 8 '112.5 (225 Hz)

On Ovf1 Tim1_isr

Warunek = 0Wart = 2304 '4608 = 100 próbek/s, 1536 = 300 próbek/s

Start AdcStart Timer1

Enable InterruptsEnable Timer1

62

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 6 6 O P I S O P R O G R A M O W A N I A A K W I Z Y C Y J N E G O N A K O M P U T E R PC

Do 'wieczna pętla - główna pętla programu

Do 'pętla opóźnienia czasowego

Loop Until Warunek = 1

Wynik = Getadc(0)Wynik2 = WynikShift Wynik2 , Left , 1Mlodszy = Low(wynik2)Starszy = High(wynik2)Shift Starszy , Left , 1Starszy.0 = 1Printbin StarszyWaitus 2Printbin MlodszyWarunek = 0

Loop 'koniec głównej pętli

'Procedura obsługi przerwania od przepełnienia timer1 (od 0 do 256=0)

Tim1_isr:Timer1 = 65536 - WartWarunek = 1Return

End 'koniec programu

Na początku programu dokonano inicjalizacji podstawowych parametrów urządzeń peryferyjnych oraz przetwornika analogowo-cyfrowego. Ustawiono m.in. częstotliwość pracy rezonatora kwarcowego, prędkość transmisji łącza szeregowego RS-232, tryb działania przetwornika analogowo-cyfrowego. Dołączono również niezbędne definicje do rejestrów procesora. Następną czynnością było zadeklarowanie używanych w programie zmiennych oraz uruchomienie obsługi przerwań od licznika pierwszego (Timer 1).

Główna procedura programu została umieszczona w wiecznej pętli. Po jej inicjalizacji, program czeka na przerwanie od Timera 1 sprawdzając w pętli opóźnienia czasowego wartość zmiennej odliczającej okres próbkowania. W momencie ustawienia zmiennej dokonywane jest jej zerowanie oraz właściwy pomiar napięcia przetwornikiem ADC.

Na końcu programu umieszczono procedurę obsługi przerwania od przepełnienia Timera 1.

63

TAK

NIE

Inicjalizacja programu, ustawień urządzeń peryferyjnych, przetwornika analogowo-cyfrowego i wartości zmiennych

Uruchomienie obsługi przerwań od Timer1

Początek wiecznej pętli

Czy zmienna odliczająca okres próbkowania jest ustawiona?

(przerwanie od Timer1)

Wykonaj pomiar napięcia przetwornikiem ADC i prześlij wynik po łączu szeregowym

Wyzeruj zmienną odliczającą okres próbkowania


Schemat blokowy algorytmu programu zamieszczono na rys. 5.1.

Rysunek 6.1 Schemat blokowy algorytmu pracy mikrokontrolera ATmega8 w urządzeniu.


6.2 PROGRAM AKWIZYCYJNY NA KOMPUTER PC

W ramach pracy napisano program akwizycyjny na komputer PC. Zadaniem tego programu napisanego w języku C++, a skompilowanego w środowisku Borland Builder C++, jest odbieranie danych pomiarowych z urządzenia, ich wizualizacja oraz archiwizacja.

64

TAK NIE

Inicjalizacja programu, przypisanie zmiennym wartości

początkowych

Obsługa graficznego interfejsu użytkownika

Otwarcie lub zamknięcie portu szeregowego

Czy koniec akwizycji?

Wyświetlanie aktualnego sygnału na ekranie

Odbiór wartości pojedynczej próbki danych z urządzenia

Ustawienie parametrów pracy portu szeregowego (prędkość transmisji, numer portu szeregowego)

Zapisywanie do pliku

Koniec zapisywania do pliku


Schemat blokowy algorytmu działania programu pokazano na rys. 5.2.

Rysunek 6.2 Schemat blokowy algorytmu programu akwizycyjnego.

65



Blok inicjalizacji programu zawiera funkcje tworzenia poszczególnych obiektów aplikacji (np. okien, formularzy, przycisków etc.) oraz przypisania wartości początkowych zmiennym globalnym. Funkcja otwierająca port szeregowy zawiera wywołanie funkcji CreateFile z odpowiednimi parametrami:

hCommDev = CreateFile(lpFileName, GENERIC_READ | GENERIC_WRITE, 0, NULL, OPEN_EXISTING, 0, NULL);

gdzie:

lpFileName – zmienna typu LPCTSTR zawierająca wskaźnik do nazwy portu.

Ustawienie parametrów pracy portu szeregowego dokonywane jest wywołaniem funkcji:

SetCommState(hCommDev, &dcb);

gdzie:

hCommDev – uchwyt do portu szeregowego,

&dcb – wskaźnik do struktury zawierającej parametry pracy portu szeregowego.

Przykładowe ustawienia wybranych parametrów pokazano poniżej:

dcb.Parity = NOPARITY; // brak bitu parzystości

dcb.StopBits = ONESTOPBIT; // 1 bit stopu

dcb.ByteSize = 8; // 8 bitów danych

Wysłanie bajtu do portu szeregowego dokonywane jest funkcją:

BOOL WriteFile

(

HANDLE hFile, // uchwyt do pliku docelowego

LPCVOID lpBuffer, // wskaźnik danych zapisu do pliku

DWORD nNumberOfBytesToWrite, // liczba bajtów do zapisania

LPDWORD lpNumberOfBytesWritten, //wskaźnik do liczby zapisanych bajtów

LPOVERLAPPED lpOverlapped // wskaźnik do struktury w przypadku nałożenia I/O

);

66


Czytanie danych z portu szeregowego dokonywane jest funkcją:

BOOL ReadFile

(

HANDLE hFile, // uchwyt do odczytywanego pliku

LPVOID lpBuffer, // adres buforu z odczytanymi danymi

DWORD nNumberOfBytesToRead, // liczba bajtów do odczytu

LPDWORD lpNumberOfBytesRead, // adres liczby bajtów do odczytu

LPOVERLAPPED lpOverlapped // adres struktury danych

);

Czytanie pierwszego bajtu próbki z urządzenia dokonywane jest funkcją:

ReadFile(hCommDev,&p1,1,&il,NULL);

gdzie:

p1 – zmienna typu unsigned char

Jeżeli najmłodszy bit tego bajtu jest równy 1 oznacza to, że jest to starszy bajt (a ściślej: starsze bity 10-bitowego wyniku) i można przejść do czytania drugiego, młodszego bajtu.

Czytanie drugiego bajtu próbki z urządzenia dokonywane jest funkcją:

ReadFile(hCommDev,&p2,1,&il,NULL);

gdzie:

p2 – zmienna typu unsigned char.

Obliczenie wartości próbki na podstawie dwóch odczytanych próbek dokonywane jest przy pomocy ciągu instrukcji:

p2 = p2 >> 1; // Przesunięcie młodszego bajtu o jeden bit w prawo

p1 = p1 >> 1; // Przesunięcie starszego bajtu o jeden bit w prawo

w = p1; // przypisanie zmiennej w (wynik) wartości p1

w = w << 7; // przesunięcie zmiennej wynik o 7 pozycji w lewo, czyli przemnożenie przez 128

67


w = w + p2; // dodanie młodszego bajtu celem uzyskania ostatecznego wyniku na liczbie typu int.

Wyrysowanie mierzonego przebiegu na ekranie komputera dokonywane jest ciągiem instrukcji:

Form1->PaintBox1->Canvas->Brush->Color = clBlack;

// ustawienie koloru pędzla

Form1->PaintBox1->Canvas->LineTo(x,Y_WYKRES-w*0.25);

// narysowanie odcinka łączącego ostatnią i przedostatnią próbkę.

Stała Y_WYKRES określa pozycję linii bazowej (zerowej) w obszarze roboczym (Canvas) obiektu PaintBox1, umieszczonego na formularzu (głównym oknie aplikacji) Form1.

Zapisywanie wyników do pliku realizowane jest wtedy, gdy użytkownik wybierze opcję zapisuj_do_pliku i ustawi wartość zmiennej czy_zapisywać na true. Odpowiedni fragment kodu pokazano poniżej:

if(czy_zapisywac)

ofstream outfile("dane.txt", ios::app);

if (!outfile) MessageBox(NULL,"Blad otwarcia pliku.","Blad",0x30);

outfile << w << endl;

outfile.close();

Widok głównego okna aplikacji pokazano na rys. 5.3.

68


Rysunek 6.3 Widok głównego okna aplikacji na komputer PC.


69

7W Y N I K I T E S T Ó W

raca wykonywana była wieloetapowo. Najprościej przebieg konstrukcji, realizację oraz testowanie urządzenia można podzielić na następujące fazy:P

wykonanie schematu oraz płytki układu EKG,

zakup i montaż elementów,

wstępne uruchomienie i testowanie poszczególnych elementów składowych urządzenia (wykorzystanie programu HyperTerminal),

testowanie urządzenia sprzężonego z komputerem przy pomocy łącza RS-232 (łącze po kablu) z izolacją galwaniczną pacjenta przy pomocy transoptorów,

testowanie łącza radiowego przy pomocy dwóch komputerów PC,

testowanie łącza radiowego pomiędzy urządzeniem a komputerem PC,

testowanie urządzenia z łączem radiowym i ostateczną wersją oprogramowania na komputer PC.

W ramach testów łącza radiowego wykorzystano dwa moduły CC1000, podłączone do dwóch komputerów PC przy pomocy łączy szeregowych typu RS-232. Jako program nadawczo-odbiorczy zastosowano aplikację systemową HyperTerminal. Pierwszy z komputerów pracował w systemie operacyjnym Windows 98SE, drugi w systemie Windows Me. Późniejsze testy przeprowadzane były również na komputerach z systemami Windows XP. Testy odbywały się z szybkością transmisji radiowej 9600 bitów/s, zaś pomiędzy komputerami a radiomodemami szybkość wynosiła 57 600 bitów/s. Wyniki testów wypadły pomyślnie.

Kolejnym rodzajem badań było podłączenie do radiomodemu skonstruowanego urządzenia i odbiór danych w postaci tekstowej na komputerze, do którego podłączono drugi radiomodem. Testy te dowiodły prawidłowej współpracy odbiornika EKG z radiomodemem.

Ostatnim rodzajem badań było zastosowanie programu akwizycyjnego P_ECG, który odbierał dane z urządzenia w postaci binarnej, co umożliwiło zwiększenie liczby

70

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 7 7 W Y N I K I T E S T Ó W

przesyłanych próbek w ciągu 1 s. Przykładowe, zarejestrowane w jednym kanale przebiegi EKG pokazano na rys. 6.1 oraz rys. 6.2.

Rysunek 7.1 Przykładowy pomiar sygnału EKG.


Rysunek 7.2 Przykładowy sygnał EKG zmierzony urządzeniem pracującym z łączem radiowym.


71

8P O D S U M O W A N I E I W N I O S K I

elem pracy było zaprojektowanie i wykonanie bezprzewodowego urządzenia do monitorowania stanu układu krążenia – jednokanałowego układu EKG. Sygnał

biologiczny miał być transmitowany drogą radiową do komputera PC, gdzie miała następować jego akwizycja.

CCel pracy udało się zrealizować. Wykonane urządzenie pozwala na dokonywanie pomiarów elektrokardiograficznych, bezprzewodowe przekazywanie zebranych sygnałów oraz ich wizualizację na ekranie komputerowym. Poszczególne elementy systemu zostały wykonane w sposób modułowy, co umożliwia dobranie odpowiedniego zestawienia do konkretnej sytuacji badawczej (można np. wymienić moduł transmisji radiowej przy zachowaniu dotychczasowego urządzenia zbierającego informację bioelektryczną serca). Komunikacja odbiornika radiowego z komputerem PC odbywa się poprzez powszechnie dostępne łącze szeregowe, co wiąże się z brakiem większych przeciwwskazań do używania skonstruowanego układu EKG w większości gospodarstw domowych. Oprogramowanie wspierające pracę urządzenia przystosowane jest do pracy w popularnym środowisku Windows.

W wyniku kilkumiesięcznej pracy udało się przygotować projekt, urządzenie i oprogramowanie oraz dokonać niezbędnych testów potwierdzających spełnienie postawionych w pracy wymagań. Pewna nadmiarowość i modyfikowalność części składowych projektu pozwala na dalszą rozbudowę urządzenia, a możliwość adaptacji oprogramowania w już istniejącym układzie gwarantuje, że czas życia systemu będzie odpowiednio długi.

8.1 KOSZT URZĄDZENIA

Koszt całego urządzenia związany jest głównie z trzema grupami wydatków:

zakup modułów radiowych,

wyprodukowanie płytki modułu EKG,

zakup elementów składowych płytki modułu EKG.

72

RR O Z D Z I A ŁO Z D Z I A Ł 8 8 P O D S U M O W A N I E I W N I O S K I

Cena jednego modułu radiowego waha się w okolicach 250 zł. W pracy zastosowano dwa takie urządzenia (jeden jako nadajnik oraz drugi jako odbiornik). Wyprodukowanie płytki EKG to koszt około 100 zł, biorąc pod uwagę zakup detaliczny. Przy produkcji seryjnej (od 1000 sztuk), cena zmniejszyłaby się do 30 zł za sztukę. Elementy potrzebne do montażu płytki EKG to koszt około 100 zł, przy czym najdroższy w tej grupie jest układ scalony zintegrowanego wzmacniacza AD620 (około 30 zł).

8.2 MOŻLIWOŚCI ROZBUDOWY

Możliwości rozbudowy zaproponowanej konstrukcji są różnorodne. Można zastanowić się nad zmianą koncepcji przesyłania informacji bezprzewodowej (np. Bluetooth). Inne rozwiązanie radiowe pozwoliłyby na zwiększenie prędkości transmisji danych (powyżej 9600 bitów/s) a co za tym idzie, możliwe stanie się dołączenie większej ilości kanałów zbierających. Bluetooth pozwoliłby również na zmniejszenie kosztów urządzenia poprzez zakup wyspecjalizowanego nadajnika i dużo tańszego odbiornika.

Można również zastanowić się nad wprowadzeniem sprzętowej filtracji sygnału (np. adaptacyjnej), która zasadniczo mogłaby poprawić jakość uzyskiwanego elektrokardiogramu.

Zastosowanie innego, wydajniejszego systemu wzmocnienia sygnału biologicznego, pozwoliłoby zamienić zaprojektowane urządzenie do badania stanu układu krążenia na system monitorowania sygnałów elektrycznych pochodzących od mięśni w czasie ich pracy (elektromiograf).

73

S P I S R Y S U N K Ó W

Rysunek 2.1........................................................................................................................

Amplitudy oraz zakresy widmowe częstotliwości niektórych biosygnałów...................12

Rysunek 2.2Układ bodźcotwórczo-przewodzący oraz przebiegi elektryczne w różnych częściach serca...............................................................................................................16

Rysunek 2.3Jeden okres elektrokardiogramu zdrowego człowieka...............................18

Rysunek 2.4Powstawanie elektrokardiogramu w zestawieniu z pracą mięśnia sercowego..................................................................................................................... 19

Rysunek 2.5Odprowadzenia konwencjonalnej elektrokardiografii klinicznej................22

Rysunek 2.6Rozmieszczenie i sposób podłączenia odprowadzeń przedsercowych.......25

Rysunek 2.7Schemat typowej konfiguracji jednokanałowego urządzenia do odbioru sygnału EKG wraz ze źródłami zakłóceń sieciowych......................................................30

Rysunek 2.8Ułożenia odprowadzeń elektrod ilustrujące pętlę indukcji magnetycznej: 32

Rysunek 2.9Uproszczony model ilustrujący wpływ prądów przesunięcia na nieekranowane odprowadzenia elektrod.....................................................................33

Rysunek 3.1Schematy ideowe wzmacniaczy ze sprzężeniem pojemnościowym:..........41

Rysunek 3.2Schemat ideowy proponowanego wzmacniacza ze sprzężeniem pojemnościowym...........................................................................................................41

Rysunek 3.3Pełny schemat proponowanego wzmacniacza ze sprzężeniem pojemnościowym...........................................................................................................44

Rysunek 4.1Schemat blokowy koncepcji systemu do monitorowania stanu pacjenta.. 45

Rysunek 5.1Schemat blokowy systemu do monitorowania stanu pacjenta..................47

Rysunek 5.2Schemat aplikacyjny układu AD620............................................................49

Rysunek 5.3Moduł CC1000 (widok z góry).....................................................................51

Rysunek 5.4Gniazdo typu SMA (żeńskie).......................................................................51

Rysunek 5.5Opis sygnałów na złączu szpilkowym modemu i sposób ich podłączenia do złącza DB9......................................................................................................................53

Rysunek 5.6Schemat elektryczny urządzenia................................................................56

Rysunek 5.7Widok płytki drukowanej............................................................................57

Rysunek 5.8Zdjęcie wykonanej płytki modułu EKG........................................................57

Rysunek 5.9Panel przedni modułu EKG.........................................................................58

74


Rysunek 5.10Panel tylny modułu EKG...........................................................................58

Rysunek 5.11Moduł radiowy połączony z zaprojektowaną płytką modułu EKG (faza testowa).........................................................................................................................59

Rysunek 5.12Zaprojektowane elektrody.......................................................................59

Rysunek 6.1Schemat blokowy algorytmu pracy mikrokontrolera ATmega8 w urządzeniu..................................................................................................................... 62

Rysunek 6.2Schemat blokowy algorytmu programu akwizycyjnego.............................63

Rysunek 6.3Widok głównego okna aplikacji na komputer PC........................................66

Rysunek 7.1Przykładowy pomiar sygnału EKG...............................................................68

Rysunek 7.2Przykładowy sygnał EKG zmierzony urządzeniem pracującym z łączem radiowym.......................................................................................................................68

75


Rysunek 2.1 Amplitudy oraz zakresy widmowe częstotliwości niektórych biosygnałów.............................................................................................................................12

Rysunek 2.2 Układ bodźcotwórczo-przewodzący oraz przebiegi elektryczne w różnych częściach serca......................................................................................................16

Rysunek 2.3 Jeden okres elektrokardiogramu zdrowego człowieka........................................18

Rysunek 2.4 Powstawanie elektrokardiogramu w zestawieniu z pracą mięśnia sercowego.................................................................................................................................19

Rysunek 2.5 Odprowadzenia konwencjonalnej elektrokardiografii klinicznej....................22

Rysunek 2.6 Rozmieszczenie i sposób podłączenia odprowadzeń przedsercowych.........................................................................................................................................................25

Rysunek 2.7 Schemat typowej konfiguracji jednokanałowego urządzenia do odbioru sygnału EKG wraz ze źródłami zakłóceń sieciowych...............30

Rysunek 2.8 xxxx............................................................................................................................ 32

Rysunek 2.9Uproszczony model ilustrujący wpływ prądów przesunięcia na nieekranowane doprowadzenia elektrod....................................................33

Rysunek 3.1Schematy ideowe wzmacniaczy ze sprzężeniem pojemnościowym:...............41

Rysunek 3.2Schemat ideowy proponowanego wzmacniacza ze sprzężeniem pojemnościowym.................................................................................................. 41

Rysunek 4.1Schemat blokowy koncepcji systemu do monitorowania stanu pacjenta...................................................................................................................................... 45

Rysunek 5.1Schemat blokowy systemu do monitorowania stanu pacjenta.........................47

Rysunek 5.2Schemat aplikacyjny układu AD620...........................................................................49

Rysunek 5.3Moduł CC1000 (widok z góry).......................................................................................51

Rysunek 5.4Gniazdo typu SMA (żeńskie)..........................................................................................51

Rysunek 5.5Opis sygnałów na złączu szpilkowym modemu i sposób ich podłączenia do złącza DB9..........................................................................................................53

Rysunek 5.6Schemat elektryczny urządzenia.................................................................................56

Rysunek 5.7Widok płytki drukowanej.............................................................................................. 57

Rysunek 5.8Zdjęcie wykonanej płytki modułu EKG......................................................................57

Rysunek 5.9Panel przedni modułu EKG............................................................................................58

Rysunek 5.10Panel tylny modułu EKG...............................................................................................58

Rysunek 5.11Moduł radiowy połączony z zaprojektowaną płytką modułu EKG (faza testowa).................................................................................................................... 59

76


Rysunek 5.12Zaprojektowane elektrody..........................................................................................59

Rysunek 6.1Schemat blokowy algorytmu pracy mikrokontrolera ATmega8 w urządzeniu............................................................................................................... 62

Rysunek 6.2Schemat blokowy algorytmu programu akwizycyjnego......................................63

Rysunek 6.3Widok głównego okna aplikacji na komputer PC..................................................66

Rysunek 7.1Przykładowy pomiar sygnału EKG..............................................................................68

Rysunek 7.2Przykładowy sygnał EKG zmierzony urządzeniem pracującym z łączem radiowym................................................................................................................. 68

77

S P I S T A B E L

Tabela 2.1 Prędkości przenoszenia się depolaryzacji w układzie przewodzącym i w mięśniu sercowym...........................................................................................................17

Tabela 2.2 Średni czas trwania poszczególnych załamków, odcinków i odstępów w EKG..........................................................................................................................................20

Tabela 3.1 Parametry standardu IrDA............................Błąd! Nie zdefiniowano zakładki.

Tabela 4.1 Organizacja wyprowadzeń na złączu interfejsu RS-232......................................55

78

S P I S T A B E L

79

L I T E R A T U R A

[1] Analog Devices, AD620 Datasheet (Rev. E), 1999.

[2] Atmel Corporation, ATmega8, ATmega8L Datasheet, 2006.

[3] Baranowski R., Mikrokontrolery AVR ATmega w praktyce, Warszawa 2005.

[4] Barold S., Willem Einthoven and the Birth of Clinical Electrocardiography a Hundred Years Ago, „Cardiac Electrophysiology Review”, 2003 nr 7.

[5] Berbari E. J., Principles of Electrocardiography, [w:] Biomedical Engineering Fundamen-tals, red. Bronzino J. D., Boca Raton 2006, „Biomedical Engineering HandBook”, Third Edition.

[6] Biopomiary, red. Filipczyński L., Torbicz W., Warszawa 1990, „Problemy biocybernetyki i inżynierii biomedycznej”, tom 2.

[7] Geddes L. A., The Electrocardiograph (Historical Perspectives 2), [w:] The Biomedical Engineering Handbook: Second Edition, red. Bronzino J. D., Boca Raton 2000.

[8] Jagielski J., Laszki-Szcząchor K., Rusiecki L., Automatyczna analiza i interpretacja diagnostyczna elektrokardiogramów z 12 odprowadzeń klasycznych, [w:] Biosystemy, red. Jagielski J., Zmysłowski W., Warszawa 1991, „Problemy biocybernetyki i inżynierii biomedycznej”, tom 1.

[9] Jasiński P., Interfejsy medycznej aparatury pomiarowej, [w:] Biopomiary, red. Torbicz W. i in., Warszawa 2001, „Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000”, tom 2.

[10] Kępski R. i in., Wybrane procedury przetwarzania sygnałów elektrokardiograficznych, [w:] Biopomiary, red. Torbicz W. i in., Warszawa 2001, „Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000”, tom 2.

[11] Komputerowe wspomaganie obrazowej diagnostyki medycznej, red. Przelaskowski A., Warszawa 2006.

[12] Kulka Z., Nadachowski M., Zastosowania wzmacniaczy operacyjnych, Warszawa 1986.

[13] Latos S., Gacek A., Podstawy bezpieczeństwa elektrycznego w technice medycznej, [w:] Biopomiary, red. Torbicz W. i in., Warszawa 2001, „Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000”, tom 2.

[14] MacKay R. S., Bio-Medical Telemetry: Sensing and Transmitting Biological Information from Animals and Man (2nd Edition), New York 1998.

80

L I T E R A T U R A

[15] Mączyński A., Standardy przesyłania informacji multimedialnych, [w:] Systemy komputerowe i teleinformatyczne w służbie zdrowia, red. Kącki E. i in., Warszawa 2002, „Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000”, tom 7.

[16] Moczko J., Kramer L., Cyfrowe metody przetwarzania sygnałów biomedycznych, Poznań 2001.

[17] Nagel J. H., Biopotential Amplifiers, [w:] Medical Devices and Systems, red. Bronzino J. D., Boca Raton 2006, „Biomedical Engineering HandBook”, Third Edition.

[18] Neuman M. R., Biopotential Electrodes, [w:] Medical Devices and Systems, red. Bronzino J. D., Boca Raton 2006, „Biomedical Engineering HandBook”, Third Edition.

[19] Northrop R. B., Analysis and Aplication of Analog Electronic Circuits to Biomedical Instru-mentation, Boca Raton 2004, „Biomedical Engineering Series”.

[20] Pawlicki G., Podstawy inżynierii medycznej, Warszawa 1997.

[21] Reilly J. P., Geddes L. A., Polk C., Bioelectricity, [w:] The Electrical Engineering Handbook, red. Dorf R. C., Boca Raton 2000.

[22] Soyter Components, CC1000 – Radiomodem DIP SWITCH Datasheet, 2006.

[23] Texas Instruments, MAX232, MAX232I (Rev. L) Datasheet, 15 Mar 2004.

[24] Thakor N. V., Biopotencials and Electrophysiology Measurement, [w:] Measurement, Instrumentation and Sensors Handbook, red. Webster J. G., Boca Raton 1999.

[25] Traczyk W. Z., Fizjologia człowieka w zarysie, Warszawa 2000.

[26] Wojciechowski D., Maniewski R., Topiński S., Postępy elektrokardiografii, [w:] Biopomiary, red. Torbicz W. i in., Warszawa 2001, „Biocybernetyka i inżynieria biomedyczna 2000”, tom 2.

[27] A (not so) brief history of electrocardiography, http://www.ecglibrary.com/ecghist.html; dostęp: 1 czerwca 2007 r.

[28] http://bluetooth.com/bluetooth/; dostęp: 1 maja 2007 r.

[29] http://irda.org/; dostęp: 1 maja 2007 r.

81

Documents

Bezprzewodowe urządzenie do monitorowania stanu …eniqma.prosta.pl/_files/dyplom_inz plus wykrojnik/Marci… · Web viewZ tego względu ostateczna diagnoza musi być zawsze postawiona