Sistem Medical Portabil Pentru Telemonitorizarea Parametrilor Vitali

PROIECT DE DIPLOMĂ

Sistem medical portabil pentru telemonitorizarea parametrilor vitali

DIPLOMA PROJECT

PORTABLE MEDICAL SYSTEM FOR TELEMONITORING THE PATIENTS VITAL SIGNS

CUPRINS

1. Introducere

1.1 Obiective

1.2 Motivare

1.3 Structura documentului

2. State of the Art

3. Arhitectura sistemului

4. Electrocardiografia

4.1 Condiții tehnice speciale – EKG: derivații, înregistrare, considerente

4.2 Electrocardiograma anormală la subiecți normali.

4.3 Analiza unei electrocardiograme

4.4 Elementele electrocardiogramei

5. Implementare Hardware

5.1 Schema electronică a modulului de preamplificare și prelucrare a datelor

5.1.1 Amplificarea semnalelor de amplitudine mică

5.1.2 Eliminarea zgomotelor de bandă largă și de radiofrecvență

5.1.3 Eliminarea zgomotelor induse de rețeaua de 50Hz

5.1.4 Conversia datelor cu o precizie cât mai bună

5.1.5 Menținerea constantă a liniei izoelectrice

5.1.6 Cuplarea modulului de transmisie bluetooth

5.2 Schema electronică a modulului de citire a datelor de la PulsOximetru 26

5.2.1 Protecția intrărilor și a ieșirilor

5.2.2 Unitatea de preluare și trimitere a datelor

5.2.3 Citirea sincronă a datelor

5.3 Circuitulu imprimat pentru modulul de recepție a semnalelor de la senzori

5.3.1 Planul de masă

5.3.2 Evitarea cuplajului capacitiv și a zgomotelor

5.4 Realizarea circuitului imprimat pentru modulul de citire a pulsoximetrului

5.5 Realizarea sursei de alimentare

6. Implementare Software

6.1 Protocolul de comunicație cu Convertorul Analog Numeric

6.2 Citirea datelor de la pulsoximetru

6.3 Primirea tuturor datelor și trimiterea lor către modulul Bluetooth

7. Validare și testare

8. Concluzii și dezvoltări ulterioare

8.1 Concluzii

8.2 Dezvoltări ulterioare

ABSTRACT

Soluția prezentată în această lucrare este a unui sistem portabil de monitorizare permanentă, de la distanță a pacienților.

Odată cu vârsta înaintată și datorită stilului de viață, crește incidența afecțiunilor ce pot pune în pericol viața persoanei. LiveVitals măsoară parametrii precum electrocardiograma(ECG/EKG), temperatura, transpirația, oxigenarea sângelui, precum și mișcările corpului. Parametrii sunt citiți de la pacient folosind sensori și trimiși la cel mai apropiat dispozitiv prin bluetooth unde sunt prelucrați. Sistemul conceput folosește componente low-power pentru a-i asigura o autonomie sporită.

The architecture presented by the present study belongs to a portable system designed for a permanent observation of the patients from a long distance. Along with the aging process and due to the life style, the incidence of the life threatening diseases heightens.

This system measures parameters such as the electrocardiogram (ECG/EKG), the temperature, the perspiration, the blood oxygenation, as well as the movements. LiveVitals reads these parameters from the patient using sensors that are transmitted to the closest device through Blue-tooth, where they are processed. The system uses low-power components in order to guarantee an increased autonomy.

Listă de abrevieri și notații

ADC – Analog to Digital Converter (Convertor Analog Numeric)

UART – Universal Asynchronous Receiver Transmitter

SPI – Serial Peripheral Interface

I2C – Inter-Integrated Circuit

MCU – Multipoint control unit

EKG/ECG – Electrocardiogramă

H(jω) – funcție de transfer în complex

H(s) – funcție de transfer în operațional

ω0 – pulsația caracteristică filtrului

ω – pulsație

Hz – Hertz

V – Volt

1. Introducere

1.1 Obiective

Obiectivul fundamental urmărit de LiveVitals este oferirea unei soluții de telemonitorizare permanentă a pacienților ce necesită monotorizare pe termen lung a evoluției parametrilor vitali.

Față de soluțiile existente, proiectul de față  oferă utilizatorului un nivel de autonomie, portabilitate și interoperabilitate ridicat, la un preț fezabil și cu accent doar pe acei parametri medicali relevanți în monitorizarea pe termen lung pentru urmărirea evoluției simptomelor în cele mai comune afecțiuni asociate pacienților.

1.2 Motivare

Având în vedere faptul că populația vârstnică la nivel global este în creștere, monitorizarea permanentă devine o necesitate pentru a îmbunătăți calitatea vieții și durata de viată pentru pacienții vârstinici ce suferă de afecțiuni ce necesită monitorizare și adaptatre permanentă a tratamentului în funcție de evoluția simptomatică.

Sistemele existente pe piață sunt limitate din punctul de vedere al parametrilor măsurați și din punctul de vedere al raportării. Există sisteme de măsurare a electrocardiogramei, dar aceste sisteme trebuie conectate prin USB sau prin alte mijloace la un computer, nefiind portabile. Alte tipuri de sisteme sunt cele de măsurare a pulsului și a accelerației, care raportează datele printr-un sistem wireless proprietar sau care stochează datele ce trebuie, ulterior, descărcate și prelucrate.

Hubul medical propus elimină aceste neajunsuri, fiind conceput special pentru a monitoriza mai mulți parametri vitali, printre care și EKG-ul, cu ajutorul căruia se poate realiza o diagnoză rapidă, pentru probleme medicale ce pun în pericol viața.

Pe lângă aceasta, sistemul oferă conectivitate, folosind standarde deschise, disponibile pe majoritatea dispozitivelor embedded de astăzi (bluetooth).

1.3 Structura documentului

Conținutul lucrării este structurat după cum urmează:

Capitolul I – este prezentat obiectivul lucrării, motivarea pentru alegerea temei și structura documentului;

Capitolul II prezintă tehnologiile existente pe piață care răspund cerințelor lucrării curente;

Capitolul III descrie arhitectura sistemului dezvoltat

Capitolul IV abordează teoria electrocardiografiei clinice

Capitolul V cuprinde implementarea hardware a sistemului

Capitolul VI cuprinde implementarea software a sistemului

Capitolul VII descrie rezultate obținute în urma testelor de validare

Capitolul VIII prezintă concluziile și posibilitățile de dezvoltare ulterioară

2. State of the Art

Pentru diagnoza diferitelor probleme cardiace sau neuronale, pacientul trebuie monitorizat o perioada îndelungată. Sistemul de monitorizare de tip Holter a fost inventat în anul 1950 de către Norman Holter și este folosit pentru monitorizarea, pe o perioadă determinată, a activității cardiace (electrocardiograma) sau neoronale (electroencefalograma). Aparatul este conectat la pacient și stochează datele pe un suport de memorie intern sau extern. La final, aparatul este deconectat de pe pacient, datele sunt preluate, prelucrate automat sau analizate de către un medic specialist și pus diagnosticul. Aceste tipuri de aparate au început să fie utilizate în domeniul medical din anii 1960 și sunt în continuare folosite[1].

Deoarece se dorește detecția doar a anumitor semnale, nu a tuturor, sistemele moderne au doar două sau trei canale pe care realizează măsurătorile. În cazul sistemelor Holter moderne, datele colectate pe o perioadă mare (24-48h sau mai mult) ar necesita foarte mult timp pentru a fi evaluate de către medicul specialist, iar în ajutor vine software-ul automat care realizează detecția anumitor parametri ai semnalului, precum puls și variații ale acestuia, sau în cazul sistemelor moderne poate realiza analiză spectrografică și determinarea anumitor anomalii.

Calitatea analizei realizate în mod automat este puternic dependentă de calitatea semnalului. Poziționarea electrozilor și contactul electric sunt factori esențiali.

Sistemele de tip Holter pot fi purtate pe sub haine, nu incomodează pacientul în activitățile sale zilnice, fiind conceput pentru a monitoriza și pentru a înregistra toți parametrii în contexul activităților fizice cotidiene[2].

Fig. 1. Sistem Holter atașat pacientului [3]

Pe piață există o multitudine de sisteme de monitorizare cardiacă, de determinare a electrocardiogramei precum Portable ECG Monitor HCG-801 produs de către OMRON Medical, The HeartCheck™ PEN sau ECG Monitor Observer MD100A1.

Sistemul Portable ECG Monitor ECG-801 este capabil să funcționeze folosind două baterii de 1.5V, dimensiune AA și stochează datele pe un suport de memorie. Datele sunt preluate în calculator și analizate de către un software ce determină dacă sunt probleme în ceea ce privește ritmul cardiac[4].

Fig. 2 Sistemul ECG-801 [4]

HRS-I (Human Recording System) este un system inovativ introdus pe piață de către WIN (Wearable Information Networks) Human Recorder Co Ltd. Dispozitivul poate măsura parametri vitali ai corpului precum: temperatura, mișcarea acestuia și semnale electrocardiografice.

HRS-I se caracterizează prin faptul că are dimensiuni reduse, trimite datele wireless la un telefon mobil sau computer, datele fiind trimise în timp real, iar modulul de comunicație funcționează la 2.4GHz. Dispozitivul poate stoca datele măsurate pe o perioadă de maxim 25 de ore pe un suport de memorie intern, având o autonomie de 120 de ore. De asemenea, el poate suporta conectarea unor senzori pentru măsurarea activității electrice cerebrale, a respirației și a altor parametri.

Acest dispozitiv se prezintă în două variante. Una dintre variante este cea care trimite datele în timp real, cântărește 13.2 grame, are o autonomie de 120h. În cazul acestei variante, eșantionarea semnalului de tip EKG este realizată la frecvența de 204.8Hz sau la 100Hz, putând fi configurat. A doua variantă, este cea care memorează datele citite pe un suport de memorie, cântărește 14 grame, are o autonomie de 36 de ore și o frecvență fixă de 128Hz pentru eșantionarea semnalului ekg.

Arhitectura aplicației este reprezentată grafic.

Fig. 3. Arhitectura sistemului HRS-I[5]

V-Patch Medical Systems

Un alt exemplu de sistem existent este V-Patch Medical Systems, ce are o durată a autonomiei de 7 zile și măsoară EKG-ul folosind 1 senzor.

Fig. 4 V-Patch[6]

Este rezistent la apă și are o soluție autoadezivă pielii. Datele sunt colectate de pe electrozi, trimise către V-Pod, care este un dispozitiv de dimensiuni reduse.

Fig. 5 V-Pod[6]

Acesta cuprinde un microprocesor, memorie, și stochează și analizează datele colectate, pe care apoi le trimite către V-Cell.

V-Cell este dispozitivul portabil care se ocupă de trimiterea datelor în internet, într-un sistem de date centralizat.

Caracteristicile principale sunt: o masă de 28 de grame a sistemului aplicat (V-Cell și V-Pod), rata de eșantionare pentru EKG este de 200 de eșantioane pe secundă, gama de frecvențe a dispozitivului fiind cuprinsă între 0.05 și 100Hz.

Capacitatea de stocare din punctul de vedere al evenimentelor cardiace (anomalii) este de 8 evenimente, dispune de o autonomie de 7 zile și poate detecta cele mai periculoase 10 tipuri de aritmii. Comunicarea se face în banda de 2.4Ghz, furnizorul de servicii de date mobile pentru Europa fiind Vodafone[6].

e-Health Sensor Platform pentru Arduino și Raspberry Pi

Este o platformă de extensie dezvoltată de cei de la Coocking Hacks pentru utilizatorii de Arduino și Raspberry PI pentru a dezvolta aplicații biometrice și medicale, pentru monitorizarea parametrilor vitali. Aplicația este capabilă să măsoare pulsul, gradul de oxigenare a sângelui, respirația, temperatura, electrocardiograma, tensiunea arteriala și mișcările pacientului. Informația poate fi folosită pentru monitorizare în timp real, informațiile biometrice recepționate putând fi trimise prin 6 modalități, în functie de aplicație. Acestea sunt Wi-Fi, 3G, GPRS, Bluetooth 80.2.15.4 și ZigBee. Dacă este nevoie, poate fi conectată o cameră video pentru a trimite cadre și secvențe video cu pacientul unui centru medical. Datele pot fi stocate în cloud și vizualizate de la distanță în sistem realtime.

Fig. 6 E-Health shield aplicat pe platformă[7]

Caracteristicile principale ale aplicației dezvoltate de cei de la Cooking Hacks sunt:

7 senzori non invazivi și 1 senzor invaziv

Posibilitatea de utilizare a senzorilor glucometrici

Măsurarea semnalului ECG

Măsurarea respirației

Măsurarea temperaturii corpului

Măsurarea caracteristicilor galvundă, gama de frecvențe a dispozitivului fiind cuprinsă între 0.05 și 100Hz.

Capacitatea de stocare din punctul de vedere al evenimentelor cardiace (anomalii) este de 8 evenimente, dispune de o autonomie de 7 zile și poate detecta cele mai periculoase 10 tipuri de aritmii. Comunicarea se face în banda de 2.4Ghz, furnizorul de servicii de date mobile pentru Europa fiind Vodafone[6].

e-Health Sensor Platform pentru Arduino și Raspberry Pi

Este o platformă de extensie dezvoltată de cei de la Coocking Hacks pentru utilizatorii de Arduino și Raspberry PI pentru a dezvolta aplicații biometrice și medicale, pentru monitorizarea parametrilor vitali. Aplicația este capabilă să măsoare pulsul, gradul de oxigenare a sângelui, respirația, temperatura, electrocardiograma, tensiunea arteriala și mișcările pacientului. Informația poate fi folosită pentru monitorizare în timp real, informațiile biometrice recepționate putând fi trimise prin 6 modalități, în functie de aplicație. Acestea sunt Wi-Fi, 3G, GPRS, Bluetooth 80.2.15.4 și ZigBee. Dacă este nevoie, poate fi conectată o cameră video pentru a trimite cadre și secvențe video cu pacientul unui centru medical. Datele pot fi stocate în cloud și vizualizate de la distanță în sistem realtime.

Fig. 6 E-Health shield aplicat pe platformă[7]

Caracteristicile principale ale aplicației dezvoltate de cei de la Cooking Hacks sunt:

7 senzori non invazivi și 1 senzor invaziv

Posibilitatea de utilizare a senzorilor glucometrici

Măsurarea semnalului ECG

Măsurarea respirației

Măsurarea temperaturii corpului

Măsurarea caracteristicilor galvanice ale pielii

Măsurarea mișcărilor corpului uman

Măsurarea pulsului și a oxigenării

Măsurarea tensiunii arteriale

Compatibilitate cu dispozitivelor ce permit comunicare via UART

Modulul poate fi alimentat din cadrul porturilor USB din calculator. În cazul în care portul USB nu poate furniza curentul necesar ca dispozitivul să funcționeze corect, poate fi folosită o sursă de alimentare externă de 12V 2A.

Placa de extensie nu are microcontroller sau alt element care sa îi ofere autonomie, este doar o componenta, sau mai bine zis un asamblu de componente ce se ocupă de condiționarea și prelucrarea semnalului. [7]

Fig. 7 Descrierea conectorilor E-health [7]

3. Arhitectura sistemului

Arhitectura sistemului este următoarea:

Fig. 8 Arhitectura LiveVitals

Sistemul dezvoltat oferă monitorizare permanentă a EKG-ului, monitorizarea temperaturii pacientului, a oxigenării sângelui, a pulsului, precum și a mișcărilor.

Sistemul are urmatoarele blocuri funcționale:

– blocul de recepție a datelor de la senzori preia semnalele electrice de la senzori – electrozii de ekg, senzorul de temperatură, accelerometru, senzorul pulsoximetru – și este constituit dintr-un set de conectori care au direct legătură cu microcontroller-ul sau cu blocul de amplificare, în funcție de datele colectate.

– blocul de amplificare și filtrare a semnalelor EKG preia semnalul de la senzorii de EKG, preamplifică semnalul obținut, îl filtrează, iar apoi el este amplificat și pentru a evita deplasarea liniei izoelectrice datorită mișcărilor persoanei, același bloc se ocupă de generarea unui curent ce menține componenta continuă constantă.

– blocul de conversie a datelor semnalul amplificat și filtrat este introdus în circuitul intergrat ADC, semnalul este eșantionat și convertit, datele fiind citite de către microcontroller.

– blocul de prelucrare a datelor preia toate datele, le prelucrează, realizează o împachetare a acestora și le trimite către blocul de wireless.

– blocul de trimitere a datelor se constituie dintr-un modul bluetooth, care primește datele pe interfața serială și le trimite dispozitivului la care este conectat.

4. Electrocardiografia

Există numeroase lucrări în literatura de specialitate medicală în care este tratat capitolul de electrocardiografie, dar o lucrare bine structurată ce se axează pe partea tehnică a electrocardiografiei clinice este cartea ”Compendiu de electrocardiografie clinică”[8] scrisă de D.Popescu.

4.1 Condiții tehnice speciale – EKG: derivații, înregistrare, considerente

Folosind electrozi plasați pe corpul pacientului , măsurăm diferențe de potențial electric ce reprezintă de fapt informație despre câmpul electic dezvoltat de rezultanta dipolilor.

În cadrul derivațiilor bipolare electrozii sunt plasați pe două dintre cele trei puncte echidistante față de cord. Aceste puncte formează triunghiul lui Einthoven și sunt plasate pe brațul drept, brațul stâng și pe piciorul stâng.

Rezultă astfel trei derivații bipolare:

(D1)Derivația 1 ce are polul negativ la brațul drept și polul pozitiv la brațul stâng

(D2)Derivația 2 ce are polul negativ la brațul drept și pe cel pozitiv la piciorul stâng

(D3)Derivația 3 ce are polul negativ la brațul stâng și pe cel pozitiv la piciorul stâng.

Relația algebrică D2=D1+D3 se stabilește în cadrul înregistrărilor realizate din derivațiile bipolare.

În cadrul derivațiilor unipolare, notate cu V, polul pozitiv este reprezentat de electrodul explorator. Polul negativ este electrodul care că dacă este îndepărtat, nu influențează traseul. Îndepărtarea electrodului indiferent se poate realiza practic prin introducerea de rezistențe în circuit sau prin scurtcircuitări cu borna Wilson, bornă de potențial 0. Există două tipuri de derivații unipolare – ale membrelor și precordiale.

Fig. 9 Derivațiile membrelor[8]

a. Derivațiile unipolare ale membrelor sunt notate cu VR (brațul drept, R semnificând "Right"), VL (brațul stâng), VF (pe piciorul stâng). Tensiunile citite sunt de amplitudine mică, cauza fiind îndepărtarea electrozilor față de sursa de electricitate, cordul. De aceea este necesar să fie amplificați, iar valorile amplificate sunt precedate de litera “a”, care semnifică "augmented". Denumirea citirilor din derivațiile unipolare ale membrelor este : aVR, aVL si aVF.

b. Derivațiile unipolare precordiale, nu necesită amplificare deoare electrozii sunt apropiați de sursa de electricitate. Prin plasarea tuturor electrozilor se determină toate derivațiile și astfel se poate reprezenta întraga activitate electrică a mușchiului cardiac.

În cazul realizări unui EKG, se recomandă ca temperatura ambiantă să fie de peste 20 de grade Celsius pentru a fi evitat zgomotul datorat tremurului musculaturii scheletice. De asemnea, electrozii și zona de contract trebuie să fie puse în contact ferm, să fie curățate, și să se folosească o substanță conductoare. Electrozii se plasează pe zone musculoase, nu deasupra oaselor.

Testarea aparatului EKG se face în modul următor: se aplică la intrare un impuls de 1mV. Timpul de creștere al ieșirii trebuie să fie de cel mult 0.01-0.02 secunde. Palierul nu trebuie să se mențină orizontal, timpul lui de coborâre până atinge 1/3 din amplitudinea inițială trebuie să fie mai mare de 1.5 secunde. În cazul în care aparatul prezintă defecte de funcționare, în cazul aplicării unui impuls la intrare, ieșirea înregistrează o supracreștere numită ”overshooting”. O altă posibilitate este ca aparatul să atenueze puternic semnalul, ieșirea înregistrând în acest caz un ”overdamping”.

Overshooting-ul face ca aparatul să indice undele rapide ca având o amplitudine mai mare, în timp ce overdamping-ul face ca undele să prezinte o puternică rotunjire pe ambele fronturi.

O electrocardiogramă are elemente constituente undele, segmentele și intervalelele. O undă se caracterizează prin formă care poate fi rotunjită sau ascuțită, sens care poate fi pozitiv sau negativ, fiind deasupra sau dedesubtul liniei izoelectrice și durată exprimată în secunde sau sutimi de secundă.

4.2 Electrocardiograma anormală la subiecți normali.

Electrocardiograma la copii se caracterizează prin tahicardie sinusală și scurtarea intervalului P-Q, expresie a unei hipertonii simatice, predominanță ventriculară dreaptă care se șterge în decursul primilor 15 ani de viață, unde T negative în precordialele drepte, grosimea mică a peretelui toracic ce influențează amplitudinea complexelor.

Electrocardiograma la gravide este modificată, obligațiile hemodinamice suplimentare reflectându-se în dezvoltarea unei tahicardii sinusale, afecțiunile fiind reversibile după naștere.

Electrocardiograma la sportivi apare ca fiind modificată chiar în stare de repaus, fiind rezultatul vagotoniei, și exprimă uneori solicitare ventriculară stângă. Poate apărea bradicardie sinusală, alungirea intervalului P-Q peste normalul admis, durata complexului QRS peste limita normală, aspect vegetativ al unei T.

La obezi cordul suferă modificări de poziție și se înscriu câteodată modificări ale undei T(negativare) în V1, V2, DIII, aceste semne dispărând la revenirea la greutate normală.

4.3 Analiza unei electrocardiograme

Examinarea unei electrocardiograme se realizează în mai multe etape. Se verifică funcționarea corectă a aparatului, astfel încât să nu existe overshooting sau overdamping. Analiza propriu-zisă a semnalului implică determinarea ritmului cardiac și a frecvenței cardiace, determinarea poziției electrice a cordului și uneori a axului undelor P și T. Trebuie examinate accidentele de pe electrocardiogramă în ordinea succesiunii lor și a relaților între ele. La final trebuie menționată o concluzie legată de forma semnalului ( exemplu: ”ritm sinusal cu frecventa de 90 pe minut, rare extrasistole ventriculare, monofocale, cu cuplaj fix, cord oridontalizat (ax QRS la 0 grade), hipertrofie ventriculară stângă. Modificări mixte de fază terminală”[8]).

4.4 Elementele electrocardiogramei

Cordul trece prin mai multe momente ale activității electrice, în felul următor: apariția/generarea și descărcarea stimulului din nodul sinusal, depolarizarea și apariția contracției atriale – generarea undei P -, transmiterea impulsului electrică către ventriculi( reprezentat prin segmentul PQ), depolarizarea și apariția contracției ventriculare(reprezentată de complexul QRS) și repolarizarea ventriculară(segmentul ST și unda T), acest ciclu repetându-se la o frecvență de 60-80/minut.

Unda P este caracterizată printr-o formă în mod normal rotunjjită, mai rar ascuțită sau difazică, în timp ce sensul este determinat de locul genezei stimulului și implicit de direcția de propagare a undei de depolarizare. În planul normal unda P se vede cel mai bine în derivațiile precordiale V1 si V2 deoarece vectorul undei P se îndreaptă spre electrodul explorator. Durata undei P este relativ lungă, fapt datorat propagării stimulului din aproape în aproape. Durata normală a undei P este cuprinsă între 0.08 – 0.12 sec.

Amplitudinea undei P este variabilă, valoarea maximă admisă în toate derivațiile fiind de 0.25-0.3mV și se înscrie de obicei în DII, datorită paralelismului proiecției vectoriale cu această derivație.

Fig. 10 Unda P[8]

Segmentul P-Q, în cazul în care nu există din diferite motive unda Q, se numește segmentul P-R și denotă întârzierea pe care o suferă stimulul electric în propagarea sa la nivelul joncțiunii atrio-ventriculare. El este delimitat de sfârșitul undei P și începutul intervalului QRS, măsurând normal 0.02-0.12 secunde, în medie 0.07 secunde, poziția sa normală fiind cea izoelectrică.

Fig. 11 Segmentul PQ[8]

Intervalul P-Q reprezintă durata activității atriale și a celei de conducere atrio-ventriculare. Acest interval se măsoară de la începului undei P până la începutul complexului QRS, având o durată de 0.12-0.21 sec. Variațiile de la durată sunt datorate în cele mai multe cazuri segmentului P-Q. În cazul unei frecvențe cardiace normale de 60-80 de bătăi pe minut, intervalul P-Q este aproximativ 0.16-0.18 ms, durata lui fiind în strânsă legătură cu frecvența cardiacă și cu vârsta pacientului.

Fig. 12 Intervalul P-Q[8]

Unda Tp(Ta) este rezultatul repolarizării atriale, începe de acolo de unde a început și depolarizarea, vectorul acesteia având sens invers vectorului undei P. Opusă ca sens undei P, și de o amplitudine mică, ea este mascată de complexul QRS și apare la frecvențe cardiace mari.

Fig. 13 Unda Ta[8]

Complexul QRS are o formă cu vârfuri ascuțite, sensul fiind dat de suma algebrica a vectorilor pozitivi și negativi, fiind variabil și dependent de derivație și de poziția electrică a cordului. Cu o durată dependentă de frecvența cardiacă și de vârstă, în timp, complexul QRS se determină ca fiind între momentul începutului undei Q și sfârșitul undei S și nu depășește în mod normal 0.1 secunde.

Amplitudinea complexului QRS are o amplitudine minimă de 1mV într-o derivație precordială și 0.5mV într-o derivație standard. Amplitudinea undei R variază cu vârsta și la tineri și la copii este mai mare decât la adulți. Unda S are o amplitudine variabilă în derivațiile planului frontal, comportament dependent de poziția electrică a cordului.

Fig. 14 Complexul QRS[8]

Segmentul ST reprezintă comportamentul electric al inimii în momentul fazei în care se realizează repolarizarea lentă, ventriculară, diferențiele de potențial fiind de amplitudine mică și anulându-se reciproc. Din punct de vedere grafic, segmentul ST are punctul J(joncțiune) ca moment inițial, terminarea acestuia fiind uneori greu determinată din cauza aplatizării undei T. Aceasta implică o durată greu de măsurat, lipsită de importanță practică. Totuși, diferența de nivel a segmentului ST față de linia izoelectrică este luată în considerare, denivelările segmentului ST având în general o semnificație patologică. Limitele admise de supradenivelare sunt de 0.1mV în derivațiile membrelor și a precordialelor stângi, și de maxim 0.3mV pentru precordialele drepte, cu condiția ca unda T să prezinte un aspect normal.

Fig. 15 Segmentul ST[8]

Unda T, este reprezentarea electrică a terminării rapide a repolarizării ventriculare, are o formă rotunjită, asimetrică, cu panta ascendentă mai puțin abruptă ca cea descendentă. Durata are importanță practică redusă, nu se măsoară în mod curent, cu o valoare normală cuprinsă între 0.13-0.3 secunde. De asemnea, amplitudinea undei T este de aproximativ 1/3 din valoarea amplitudinii complexului QRS și în condiții normale în majoritatea cazurilor nu depășește 0.5mV, depășirea limitelor fiind considerată problemă patologică.

Fig. 16 Unda T[8]

Intervalul Q-T reprezintă activitatea electrică ventriculară completă, și este măsurat de la începutul complexului QRS până la sfârșitul undei T, durată aproximată cel mai bine în V3 sau V4.

Unda U generată de postpotențialele dezvoltate în anumite regiuni ale miocardului ventricular este o undă care urmează undei T. Ea se poate suprapune finalului undei T, delimitările fiind îngreunate. Forma undei este una rotunjită, și are o durată de 0.15-0.25 secunde și în același sens cu unda T din derivația în care este măsurată. Cu posibilitatea de a se modifica în anumite condiții patologice, nu este considerată un criteriu important în diagnoza problemelor cardiace.

Fig. 17 Unda U[8]

Dintr-un grafic al EKG-ului este posibilă detecția anormalităților precum:

-unda P anormală caracterizată de absența unei anomalii de sens, anomalii de formă și amplitudine, anomalii de formă și durată, anomalii de formă

-anomalii ale undei Tp(Ta)

-anomalii ale segmentului P-Q

-anomalii ale intervalului P-Q

-anomalii ale complexului QRS și ale fazei terminale ST-T

O electrocardiogramă anormală se caracterizează prin aberații morfologice ale undelor și segmentelor sau ale tulburărilor de ritm.

5. Implementare Hardware

Din punct de vedere hardware, LiveVitals are trei scheme electronice principale:

Schema electronică a modulului ce primește semnalele de la senzori , le amplifică și le trimite prin modulul wireless

Schema electronică a modulului ce realizează citirea datelor pentru determinarea saturației de oxigen

Schema electronică a modulului de alimentare a tuturor dispozitivelor

5.1 Schema electronică a modulului de preamplificare și prelucrare a datelor

Fig. 18 Schema electrică principală LiveVitals

Schema cuprinde șase circuite integrate și piese pasive auxiliare (rezistențe, condensatoare, conectori). Unul dintre circuite este microcontrollerul ATMEGA324P, unul este convertorul analog numeric ADS1191, un amplificator de instrumentație INA129P, și trei circuite ce conțin fiecare câte două amplificatoare operaționale.

În decursul dezvoltării sistemului am întâmpinat o serie de dificultăți tehnice.

Dificultățile tehnice întâlnite ce au fost depășite:

A. Semnale de amplitudine foarte mică(<1mV)

B. Zgomot introdus de rețeaua electrică de 50Hz

C. Zgomot de bandă largă și radiofrecvență

D. Necesitatea conversiei datelor cu o precizie cât mai bună

E. Necesitatea unui consum redus de energie

F. Necesitatea minimizării dimensiunilor sistemului

G. Transmisia datelor printr-un modul wireless

5.1.1 Amplificarea semnalelor de amplitudine mică

Întrucât semnalul electric din electrocardiogramă este de amplitudine foarte mică (1mV), am ales să folosesc un amplificator de instrumentație, a cărei amplificare este stabilită din exterior prin varierea valorii unui rezistor.

Amplificatorul ales este INA129, având schema internă următoare:

Fig. 19 Schema interna INA129[9]

Semnalul de intrare este introdus în bornele 2 și 3 ale amplificatorului, conexiunea fiind realizată în mod diferențial. Astfel, dacă admitem că zgomotul indus este aproximativ egal pentru ambele intrări, el este eliminat în proporție destul de mare. Între bornele 1 și 8 am conectat două rezistențe în serie.

Calculăm amplificarea semnalului:

(1)

(2)

Rezultă că semnalul este amplificat de aproximativ 49.43 ori.

Fig. 20 Folosirea INA în schemă

Dintre cele două rezistențe este preluată o tensiune ce apoi este folosită de modulul de menținere a componentei continue. Tensiunea de referință este dată în funcție de ieșire, fiind parte a blocului de filtrare. Semnalul amplificat este între borna 6 și masă.

5.1.2 Eliminarea zgomotelor de bandă largă și de radiofrecvență

Pentru filtrarea zgomotelor de bandă largă și radiofrecvență, este suficient să folosim un filtru de ordinul I (RC). Acestea au o constantă de timp de 47 ms (RC).

Fig. 21 Filtre RF

Filtrul pasiv de ordinul I folosit are schema de principiu următoare:

Fig. 22 Filtru Trece Jos[10]

În relațiile următoare determinăm funcția de transfer a filtrului realizat și trasăm caracteristica grafică.

(3)

(4)

(5)

(6)

Caracteristica de transfer are următoarea caracteristică:

Fig. 23 Caracteristica de atenuare si defazaj

Se observă din grafic faptul că frecvența caracteristică a filtrului este pe la aproximativ 10KHz. Pentru frecvențe mari (de zeci de KHz, sute de KHz, MHz), semnalul este foarte puternic atenuat.

5.1.3 Eliminarea zgomotelor induse de rețeaua de 50Hz

Zgomotele induse de rețeaua electrică din clădiri, de 230V, 50Hz, se suprapun semnalului util al EKG-ului. Pentru aceasta, folosesc un etaj de filtrare, ce realizează filtrarea în două etape.

Fig. 24 Schema etajului de filtrare a semnalului amplificat

Prima etapă de prelucrare a semnalului este prin utilizarea unui filtru activ de tip trece-jos de ordin 2, folosind amplificatorul operațional MCP602 de la Microchip.

Caracteristica principală a filtrelor active este aceea că funcția de transfer nu se poate realiza decât cu ajutorul elementelor active din filtru. Filtrele active reprezinta singura soluție pentru domeniul frecvențelor joase care apar și în cadrul sistemului dezvoltat. Filtrele pasive ar necesita inductanțe mari, ce ar implica piese cu un gabarit inacceptabil din punct de vedere practic al realizării montajului[6].

Topologia filtrului de ordinul doi, de tip Sallen-Key este următoarea

Fig. 25 Topologie filtru Sallen-Key[11]

Pentru demonstrație, începem prin a scrie legea I a lui Kirchhoff în punctul de intersecție a lui Z1 cu Z2 si cu Z4:

(7)

Tensiunea în punctul Vp o caculăm considerând impedanță de intrare neglijabilă a amplificatorului operațional. Considerăm regula divizorului de tensiune, divizor format din Z2 și Z3, ieșirea fiind între Z2 și Z3.

(8)

(9)

Pentru simplificarea calculelor, vom considera următorul lucru:

Înlocuim amplificatorul operațional neinversor cu un element ce vom spune că la ieșire ne oferă tensiunea de intrare amplificată de K ori.

(10)

(11)

Forma finală a funcției de transfer este:

(12)

Schema pentru un filtru trece-jos impune identificarea termenilor:

(13)

(14)

Functia de transfer pentru un filtru de ordin 2 este

(15)

unde Q se numește factor de calitate.

(16)

iar α se numește factor de amortizare.

(17)

(18)

(19)

Prin identificarea relațiilor de descrie a filtrului de ordin II cu cele deduse din topologia montajului electronic, rezultă următoarele:

(20)

(21)

(22)

Caracteristica obținută pentru filtrul realizat anterior este:

Fig. 26Caracteristica de atenuare si defazaj a filtrului de ordin II

Următorul etaj de filtrare este de ordinul I, folosind tot amplificator operațional, schema fiind reprezentată mai jos.

Fig. 27Topologie filtru ordin 1[10]

(23)

(24)

(25)

(26)

5.1.4 Conversia datelor cu o precizie cât mai bună

Semnalul EKG, filtrat și amplificat, este aplicat la intrarea unui convertor analog digital de tip SigmaDelta pe 16 biti. Folosirea acestui tip de convertor extern de tip SigmaDelta în detrimentul convertorului intern de care dispune microcontroller-ul este motivată avantajul unei rezoluții de 16 biți a celui extern comparativ cu cea de 10 biți a celui intern, de tensiunea de referință internă reglabilă, de factorul de câștig reglabil, și de posibilitatea de eșantionare la perioadă exactă.

Convertorul analog digital ales este ADS1191, produs de Texas Instruments, fiind dedicat aplicațiilor medicale. Se caracterizează prin faptul că este un ADC de tip SigmaDelta pe 16 biți, cu interfața serială SPI, ultra low-power, cu PGA (Programmable Gain Amplifier) intern, referință internă selectabilă.

Fig. 28 Schemă folosire ADS1191

Pe lângă faptul că este un ADC low cost, low power, conceput pentru aplicații medicale, el mai are și avantajul că poate fi alimentat la 5V Curent Continuu, aceeași tensiune ca și microcontrollerul, nefiind nevoie să folosim stabilizatoare pentru scăderea tensiunii de alimentare.

Modulul are schema internă compusă dintr-un amplificator cu câștig programabil, și un convertor analog-numeric de tip Sigma-Delta pe 24 de biți, controlat de un bloc ce se ocupă de comunicația prin interfața SPI. Circuitul dispune de asemenea de oscilator intern pentru generarea semnalului de ceas, precum și de o sursă de tensiune internă pentru furnizarea tensiunii de referință pentru ADC.

Fig. 29 Structură interna ADS1191[12]

Pentru realizarea modulului de prelucrare am avut în vedere faptul că vor trebui recepționate date de pe magistrala SPI de la ADC, de pe UART a datelor ce vin de la pulsoximetru, citite date de la accelerometru, de la termometru, toate acestea la o viteză mare. Pentru aceasta, am ales microcontrollerul ATGEMA324P de la ATMEL, tactat la 20MHz.

Această viteză îi permite citirea datelor si trimiterea lor pe interfața serială UART la viteză suficient de mare. Fiind din seria P, este un microcontroller Low-Power, ceea ce atinge și punctul consumului redus de energie.

Fig. 30 Schemă microcontroller ATMEGA324

Datele preluate, amplificate, filtrate și convertitie sunt apoi trimise prin interfața serială către sistemul de comunicație bluetooth. Întrucât instrucțiunile de criptare sunt computațional intensive și reprezentarea datelor nu este una tocmai ușor de determinat în cazul recepției datelor, modalitatea de securizare a informației se află tocmai în modul de reprezentare, punct ce va fi prezentat în capitolul de implementare software.

5.1.5 Menținerea constantă a liniei izoelectrice

Deoarece semnalul EKG poate avea valori ale tensiunii atât pozitive cât și negative, semnalul va avea stabilită o componentă continuă de 2.5V (VDD/2). Modulul care generează această tensiune pentru filtre, cât și pentru amplificatoare conține un amplificator operațional care lucrează în regim de repetor și generează tensiunea de referință. De asemenea, pentru a evita ca montajul să oscileze, chiar și în limite mici, au fost adăugate rezistențe și condensatoare în reacție.

Fig. 31 Modul generare referință

Eliminarea zgomotului prin îmbunătățirea factorului de rejecție a modului comun se face, în cazul aplicațiilor medicale, generând un semnal continuu, ce este considerat masă activă.

Montajul injectează un curent ce fixează modul comun. Aceasta ajută la rejecția modului comun, ceea ce rezultă într-un semnal ameliorat, filtrat și stabil în momentul în care omul se mișcă și apar tensiuni datorită contractării mușchilor apropiați electrozilor.

Fig. 32 Modul menținere a liniei izoelectrice

5.1.6 Cuplarea modulului de transmisie bluetooth

Modulul de transmisie wireless se realizează prin bluetooth folosind modulul RN-42 produs de Roving Networks. Modulul este de clasa 2, 10 metri, având caracteristici precum viteza de transmisie configurabilă prin software intre 1200bps si 290kbps[13].

Fig. 33 Modul bluetooth [13]

Acest circuit este folosit alături de o serie de stabilizatoare de tensiune și circuite de modificare a nivelelor logice(level shifter).

Fig. 34 Schemă internă modul bluetooth[13]

Avantajul transmisiei datelor prin modulul Bluetooth este faptul că atât emițătorul cât și receptorul poate fi configurat să emită cu o putere mai mică (în cazul sistemului dezvoltat, emițătorul se află aproape de receptor), asigurând astfel un consum energetic redus și, implicit, o autonomie crescută.

5.2 Schema electronică a modulului de citire a datelor de la PulsOximetru

Determinarea oxigenării sângelui se face folosind un dispozitiv comercial, de la care sunt preluate date și trimise prin bluetooth către receptor. Principiul de funcționare pentru determinarea oxigenării este următorul:

Montajul realizat, ce preia datele de la pulsoximetru comercial și le trimite către unitatea de prelucrare, are următoarea schemă:

Fig. 35 Schemă modul citire pulsoximetru

5.2.1 Protecția intrărilor și a ieșirilor

Pentru eliminarea posibilității ca interferențele sau descărcarile electrostatice ce ar putea avea loc la nivelul senzorului pulsoximetru să avarieze sistemul de preluare a datelor, am folosit două buffere bidirecționale, model 74HC245, implementate în tehnologie CMOS ce asigură protecție electrică. De asemnea, acestea ne asigură că pentru preluarea datelor, curenții care circulă dinspre pulsoximetru spre modulul de preluare al datelor este unul foarte mic.

Fig. 36 Buffere de protecție

5.2.2 Unitatea de preluare și trimitere a datelor

Datele ajunse în bufferele bidirecționale sunt trimise mai departe către un microcontroller ATMEGA16P de la ATMEL, și această componentă fiind din gama Low-Power MCU.

Fig. 37 Schemă uC citire pulsoximetru

5.2.3 Citirea sincronă a datelor

Pentru a permite implementarea, în cadrul programului ce va rula pe dispozitivul receptor, a unui algoritm de filtrare software de orice tip, este necesar să ne asigurăm că eșantioanele în ceea ce privește semnalul EKG sunt egal depărtate în timp. Pentru aceasta, am setat ADC-ul extern să aibă o rată de achiziție a datelor de 500 de eșantioane pe secundă. ADC-ul este de asemenea setat în modul de conversie continuă, iar în momentul în care este terminată conversia datelor, este activat pinul de Data Ready. În momentul în care Data Ready este activat, este generată o întrerupere, datele fiind preluate de către microcontroler. În același moment sunt preluate și datele de la microcontrolerul ce citește pulsoximetru.

Rata de eșantionare este de 500 de eșantioane pe secundă deoarece semnalul EKG ce trebuie monitorizat are componente de frecvență maximă de 30Hz[8]. Astfel, pentru a recompune semnalul suficient de precis, folosim o frecvență de eșantionare de 10 ori mai mare decât cea a semnalului[10].

5.3 Circuitulu imprimat pentru modulul de recepție a semnalelor de la senzori

Circuitul imprimat, ce reprezintă implementarea practică, fizică, a schemei de la 4.2.1, a fost realizat astfel încât să aibă dimensiuni reduse, cât și să aducă, prin design-ul pe care îl are, o îmbunătățire în ceea ce privește problema filtrării semnalelor.

Fig. 38 Cablaj modul principal , planul TOP

Atât în cadrul proiectării schemei, cât și în cazul proiectării circuitului imprimat, problema minimizării zgomotului în cadrul semnalelor este principalul factor care ne ghidează.

Dacă în cadrul schemei am proiectat elemente de filtrare, am folosit grupări RC pentru filtrarea radiofrecvenței, în cadrul proiectării cablajului am avut grijă la aspecte practice, de cuplaj capacitiv între trasee, minimizarea zgomotului indus și de ecranaj al montajului.

5.3.1 Planul de masă

Planul de masă reprezintă, în cadrul circuitelor imprimate (PCB), o suprafață mare acoperită cu cupru, ce are legătură directă cu masa circuitului. Toate componentele care au legătură directă cu masa sunt legate la acest plan. Datorită suprafeței mari a acestuia, căderile de tensiune între diferite puncte din plan poate fi considerate nule, ceea ce asigură o uniformitate a potențialului de masă pentru fiecare circuit. Pentru circuitele digitale trebuie să avem în vedere faptul că acestea lucrează în regim de comutație, la frecvențe de sute de KHz sau chiar MHz. Ele injectează curenți la frecvențe mari, dar datorită ariei sale mari, planul de masă prezintă o capacitate suficient de mare ca acești curenți să nu afecteze cu nimic restul componentelor[14].

Pe lângă acestea, planul de masă prezintă avantajul practic că, atunci când avem nevoie de un traseu de masă pentru un circuit, este suficient să realizăm o singură trecere (VIA) de la piesă, către el.

Fig. 39 Cablaj complet modul principal

5.3.2 Evitarea cuplajului capacitiv și a zgomotelor

Cuplajul capacitiv al traseelor reprezintă o problemă importantă în proiectarea cablajelor, inclusiv cel prezentat. Dacă două trasee sunt paralele, la distanță mică unul față de celalalt, și se întind pe distanță mare, atunci se formează o structură de capacitate parazită între cele două. În cazul circuitului meu, această problemă nu este esențială între traseele de date (curenții sunt suficienți de mari prin fiecare traseu astfel încât efectul este neglijabil). În schimb, zgomotele oricât de mici introduse în circuitul analogic sunt amplificate și afectează calitatea semnalului util[15].

Pentru rezolvarea acestei probleme am adoptat două soluții:

1. Separarea porțiunii de circuit ce se ocupă de semnalul de EKG de porțiunea digitală de circuit, unde nici un traseu digital de viteză nu se află în apropierea traseelor semnalelor analogice.

2. Folosirea a cât mai puține trasee care intersectează și întrerup planul de masă. Cuplarea capacitivă a traseelor este puternic atenuată dacă există pe sub acele trasee porțiuni ale planului de masă. Curentul ce ar influența un alt traseu se pierde către planul de masă.

Zgomotele au fost ameliorate folosind capacități de decuplare plasate cât mai aproape de fiecare circuit integrat. De asemenea, în cazul amplificatoarelor operaționale, componentele ce se află în bucla de reacție au fost plasate în imediata apropiere, eliminând astfel necesitatea traseelor lungi.

Fig. 40 Separarea blocurilor pe cablaj

5.4 Realizarea circuitului imprimat pentru modulul de citire a pulsoximetrului

Aceleași principii au fost aplicate și pentru dezvoltarea circuitului imprimat a modulului ce citește datele de la pusoximetru.

Fig. 41 Cablajul modulului de citire pulsoximetru

5.5 Realizarea sursei de alimentare

Sistemul este alimentat de la o sursa de tensiune continuă, având mai multe posibilități de realizare. Aliemntatorul poate fi unul ce generează o tensiune de 5V, sau direct dintr-un port USB al unui dispozitiv din apropiere (laptop, tabletă). O altă viariantă este cea a alimentării dispozitivului de la o sursă de energie portabilă. Pentru această variantă se pot folosi acumulatori de tip Nichel Metal/ Nichel Cadmiu, a căror ieșire este introdusă într-un modul de stabilizare a tensiunii.

Pentru astfel de aplicații există posibilitatea a două tipuri de surse de alimentare:

-surse de tensiune liniare

-surse de tensiune în comutație

O sursă de alimentare în comutație (Switched mode power supply – SMPS) este un tip de sursă ce folosește un circuit de control ce funcționează în regim de comutație pentru o conversie eficientă a energiei electrice. Tranzistorul/tranzistoarele de putere comută între starea de blocat sau saturat în care disipă un minimum de energie, ele disipând doar în momentul comutației[16].

Varierea tensunii de ieșire se realizează variind raportul între timpul în care tranzistorul se află în conducție (în saturație) și timpul în care tranzistorul este blocat.

Semnalul obținut la ieșire este unul variabil, fiind necesar un etaj ce lucrează pe post de rezervor de energie, de obicei un filtru LC.

Sursele de tensiune liniare sunt tipuri de surse ale căror tensiune de ieșire este stabilizată, dar fără a folosi în componența lor elemente de comutație. Spre deosebire de sursele în comutație, cele liniare disipă o putere direct proporțională cu diferența dintre tensiunea de intrare și cea de ieșire și cu curentul absorbit de sarcină. Dacă diferența de tensiune dintre intrare și ieșire este mare, atunci, prin efect Joule-Lenz, energia disipată va fi și ea considerabilă. Aceasta implică o temperatură mai mare a componentelor constructive și o eficiență redusă.

În cadrul sistemului dezvoltat a trebuit luat în considerare următorul aspect: deși sursele în comutație prezintă o eficiență ridicată pentru o diferență mare între tensiunea de intrare și cea de ieșire ele prezintă o complexitate a schemei și dificultăți în realizarea circuitului imprimat. Astfel, deoarece în cadrul sistemului diferența dintre tensiunea de alimentare și cea de ieșire a stabilizatorului nu este mare, și curentul consumat de sarcină este mic, nu se justifică folosirea unei surse de alimentare în comutație.

Un alt argument ce a fost luat în considerare în alegerea tipului de sursă este faptul că, odată cu îmbătrânirea componentelor sursei în comutație, în special a etajului final de filtrare, apar zgomote de amplitudine semnificative la ieșirea acesteia. În cadrul aplicației, după cum am demonstrat anterior, se dorește pe cât posibil eliminarea zgomotelor, care au un efect negativ asupra datelor citite, astfel că am ales folosirea unei surse de alimentare liniare.

Schema unui astfel de stabilizator impreună cu cablajul folosit este următoarea:

Fig. 42 Folosire stabilizator [18]

7805 este un circuit integrat ce integrează o sursă liniară de tensiune, stabilizată, cu compensare în temperatură, cu o gamă largă a tensiunii de intrare (7-32V) și necesită un număr minim de componente externe pentru o funcționare în limitele garantate de producător[18].

Astfel, montajul poate fi alimentat de la o tensiune ce poate varia în timp, atâta timp cât ea este mai mare decât limita minimă admisă pentru circuit. Deoarece curentul pe care montajul îl consumă are o valoare de ordinul zecilor de miliamperi, puterea disipată pe circuitul sursei liniare 7805 este neglijabil.

6. Implementare Software

Microcontrolerul ATMEGA16P este responsabil de citirea datelor de la pulsoximetru. El face acest lucru periodic, reține datele într-un buffer. El primește același semnal de Data Ready pe care îl emite ADC-ul în momentul în care se finalizează o conversie, moment în care trimite prin interfața serială cele mai noi date din buffer către microcontrolerul central.

Semnalul de Data Ready are o periodicitate de 500 de ori pe secundă. Cunoscând acest lucru, microcontrolerul ATMEGA16P, după ce vine semnalul Data Ready, trimite datele pe interfața serială UART și până la următoarea apariție a semnalului intră în starea de IDLE pentru a nu consuma energie.

6.1 Protocolul de comunicație cu Convertorul Analog Numeric

Protocolul de comunicație folosit pentru configurarea și preluarea datelor de la convertorul analog-numeric ADS1191 este SPI. Circuitul este configurat să funcționeze implicit în starea de citire continuă, având frecvența de eșantionare de 500 de eșantioane pe secundă. Diagramele semnalelor corespunzătoare protocolului SPI sunt următoarele:

Fig. 43 Secventă semnale SPI pentru ADS1191[21]

6.2 Citirea datelor de la pulsoximetru

Citirea datelor de la un pulsoximetru comercial se va face de către microcontroller-ul AMTEGA16P. Acesta va realiza citirea datelor în mod continuu și autonom față de modulul principal. Citirile sunt periodice, frecvența acestora fiind de o citire pe secundă. Datele, odată citite, sunt reținute într-un buffer intern al microcontroler-ului.

În momentul în care ADC-ul trimite datele, este activat pinul de Data Ready, moment în care microcontroler-ul ATMEGA16P intră în rutina de tratare a întreruperii, trimite datele din buffer și continuă iterațiile de actualizare a buffer-ului periodic.

6.3 Primirea tuturor datelor și trimiterea lor către modulul Bluetooth

Pachetele de date sunt formate în felul următor:

Așteptare semnal Data Ready de la ADC

Citirea datelor de la ADC

Citirea datelor de la Pulsoximetru

Citirea datelor de la senzorul de temperatura

Impachetarea datelor împreuna cu caracterul de control

Deoarece datele transmise prin interfața bluetooth sunt grupate în octeți, și pentru a determina throughput-ul sistemului este bine să pastrăm dimensiunea pachetului constantă, împachetarea datelor se face în felul următor: caracterul de control are cel mai semnificativ bit 1, iar caracterele cu date utile care îi urmează au cel mai semnificativ bit 0.

Fig. 44 Secvența pachetelor prin bluetooth

Avantajul este faptul că se păstrează dimensiunea pachetului constantă.

7. Validare și testare

Deoarece sistemul este un modul de monitorizare, și nu unul de diagnoză, ne interesează să putem detecta afecțiunile cardiace, iar pentru o diagnoză completă pacientul trebuie să viziteze un medic specialist.

LiveVitals realizează o transmisie în timp real a semnalului EKG, care poate fi analizat. Întrucât sistemul are cea mai importantă și complicată componenta de prelucrare a semnalului analogic de EKG, majoritatea testelor efectuate au fost realizate pentru determinarea corectitudinii acestui semnal.

Forma undei normale a unui semnal EKG arată în felul următor:

Fig. 45 Semnal EKG Complet [22]

Semnalele obținute cu ajutorul unui aparat de electrocardiografie clinică profesional și autorizat în cadrul unei clinici medicale, pentru diferite derivații sunt reprezentate mai jos.

Fig. 46 Semnal EKG pentru derivațiile I, II, III

Fig. 47 Semnal EKG derivațiile EKG V4, V5, V6

Testele realizate asupra sistemului LiveVitals au fost realizate din punct de vedere analogic folosind osciloscopul Fluke 123 și Tecktronix 200MHz pentru testarea diferitelor semnale din cadrul etapelor de filtrare si amplificare.

Semnalul obținut după primul etaj de filtrare, cu montajul de generare a tensiunii de referință nefiltrat, prezintă un zgomot destul de important, frecvența fiind de 50Hz.

Fig. 48 Semnal parțial filtrat

Fig. 49 Semnal obținut înainte de eșantionare

O părere a unui specialist cardiolog în ceea ce privește semnalul obținut este că: „Aspectul traseului este corect în sensul că pentru o electrocardiogramă normală respectă dimensiunile, respectiv lungimea și amplitudinea undelor P, T precum și a complexului QRS”.

Din punct de vedere software, se trimit date cu o cadență de 500 de ori pe secundă la o viteză de 115200 biti pe secundă, deci putem trimite maxim, teoretic, 230 biti pe secundă.

Fig. 5148 Succesiunea bitilor pe UART

Viteza de 230 de biți pe secundă cuprinde și biții de start și de stop. Deci, numărul de octeți maxim ce poate fi trimis astfel încât să se poată face trimiteri de date 500 de ori pe secundă, este de 23 de octeți.

Protocolul de trimitere a datelor prevede că într-un octet pot fi trimiși maxim 7 biți utili. Numărul de biți utili ce trebuiesc trimiși într-un pachet este de maxim 71 de biți, ceea ce înseamnă că în cazul cel mai defavorabil avem nevoie de 11 octeți de trimis, adică jumătate din dimensiunea maximă posibilă. Astfel, putem reduce viteza de transmisie la nevoie, dar, luând în calcul și probabilitatea apariției erorilor la transmisie, păstrăm viteza declarată de 115200 bps.

8. Concluzii și dezvoltări ulterioare

8.1 Concluzii

LiveVitals prezintă o arhitectură a unui sistem ce îmbină telemedicina cu telemonitorizarea și permite verificarea permanentă a parametrilor vitali importanți ai pacientului. Parametrii monitorizați putând fi folosiți la detecția eventualelor evenimente medicale ce prezintă un potențial factor de risc. Pentru pacientii ce necesită tratament medicamentos permanent, adaptat la evoluția simptomatică, sistemul poate oferi doctortului date importante despre evoluția pacientlui.

Sistemele existente pe piață sunt realizate pentru a monitoriza ori un număr restrâns de parametri(doar EKG sau EKG și temperatură) sau monitorizează o gamă foarte largă de parametri necritici și nu prezintă avantajele portabilității. Spre deosebire de acestea, LiveVitals realizează un compromis între numărul de parametri ce pot fi monitorizați și un grad mai mare de portabilitate.

O părere a unui specialist cardiolog în ceea ce privește semnalul obținut este că: „Aspectul traseului este corect în sensul că pentru o electrocardiogramă normală respectă dimensiunile, respectiv lungimea și amplitudinea undelor P, T precum și a complexului QRS”.

În cadrul proiectului LiveVitals, se are în vedere mediul în care acesta va fi folosit, și este implementată o soluție hardware de filtrare a zgomotelor induse de rețeaua electrică din clădiri sau de către releele și antenele de radiocomunicații, zgomote care reușesc să creeze probleme multor dispozitive electronice, inclusiv a unora medicale.

Din punct de vedere al autonomiei, un factor foarte important în cadrul aplicațiilor portabile, LiveVitals implementează funcționalitățile sale folosind componente din gama celor cu consum redus. Tot în această categorie intră și modul de realizare a software-ului ce rulează pe microcontrollere. Software-ul implementat menține sincronizarea între toate elementele și utilizează cât mai puțină putere de procesare.

Fiind un sistem ce a fost gândit și proiectat să intre în categoria de wearable computing, se observă compromisul realizat între dimensiune, putere consumată, funcționalitățile folosite. LiveVitals se apropie ca dimensiune de cea a unui smartphone de dimensiuni mici, care, împreună cu senzorii pe care îi are conectați poate fi ușor mascat de haine, neincomodând pacientul monitorizat în activitățile sale cotidiene.

8.2 Dezvoltări ulterioare

În decursul dezvoltării sistemului LiveVitals, cât și după finalizarea dezvoltării acestuia, analizând soluțiile pentru problemele întalnite, am dedus faptul că există mai multe metode de rezolvare a acestora, fiecare cu avantajele și dezavantajele lor.

Pentru dezvoltări ulterioare, în ceea ce privește implementarea fizică a circuitului, pentru micșorarea dimensiunilor acestuia îmbunătățiri din domeniul proiectării circuitelor imprimate pot fi aduse proiectului LiveVitals. Realizarea circuitului în 4 straturi ar realiza o ecranare mult mai bună a circuitului, ar micșora dimensiunile lui finale și ar permite restrângerea spațiului pentru plasarea componentelor. Unele dintre condensatoarele de filtraj folosite foarte aproape de circuitele integrate ar putea fi mutate direct pe planul de masă, eliberând astfel spațiu. De asemenea, ar putea fi folosite componente cu o capsulă mai compactă, din gama capsulelor BGA.

bibliograFIE

[1] http://24h-monitoring.com/ecg/history.html

[2] http://www.nlm.nih.gov/medlineplus/ency/article/003877.htm

[3]http://www.hopkinsmedicine.org/healthlibrary/test_procedures/cardiovascular/holter_monitor_92,P07976/

[4] http://www.omronhealthcare.com/products/portable-ecg-monitor/

[5] http://wikid.eu/index.php/HRS-I_Sensor

[6] http://www.vpatchmedical.com/pages/vpms-components.php

[7] http://www.cooking-hacks.com/index.php/documentation/tutorials/ehealth-biometric-sensor-platform-arduino-raspberry-pi-medical

[8] Eugen D. Popescu, Compediu de electrocardiografie clinică(Compendium of clinical electrocardiography), Ediția a II-a, Editura All, București, 1999

[9] http://www.ti.com/lit/ds/sbos051b/sbos051b.pdf

[10] N. Cupcea, C. Ștefănescu, A. Surpățeanu, Th. Dănilă, E. Andrei, ELEMENTE DE ELECTRONICĂ ANALOGICĂ(Elements of Analog Electronics), Editura Agir, București, 2007.

[11] Th. Dănilă, N. Reus, V. Boiciu, Dispozitive și Circuite Electronice(Electronic Elements and Circuits), Editura Didactică și Pedagogică, București, 1982

[12] http://www.ti.com/lit/ds/sbos051b/sbos051b.pdf

[13] https://www.sparkfun.com/products/10393

[14]http://www.analog.com/library/analogdialogue/archives/43-09/edch%2012%20pc%20issues.pdf

[15] http://www.ultracad.com/mentor/crosstalk_coupling.pdf

[16] http://www.irf.com/technical-info/appnotes/an-1162.pdf

bibliograFIE

[1] http://24h-monitoring.com/ecg/history.html

[2] http://www.nlm.nih.gov/medlineplus/ency/article/003877.htm

[3]http://www.hopkinsmedicine.org/healthlibrary/test_procedures/cardiovascular/holter_monitor_92,P07976/

[4] http://www.omronhealthcare.com/products/portable-ecg-monitor/

[5] http://wikid.eu/index.php/HRS-I_Sensor

[6] http://www.vpatchmedical.com/pages/vpms-components.php

[7] http://www.cooking-hacks.com/index.php/documentation/tutorials/ehealth-biometric-sensor-platform-arduino-raspberry-pi-medical

[8] Eugen D. Popescu, Compediu de electrocardiografie clinică(Compendium of clinical electrocardiography), Ediția a II-a, Editura All, București, 1999

[9] http://www.ti.com/lit/ds/sbos051b/sbos051b.pdf

[10] N. Cupcea, C. Ștefănescu, A. Surpățeanu, Th. Dănilă, E. Andrei, ELEMENTE DE ELECTRONICĂ ANALOGICĂ(Elements of Analog Electronics), Editura Agir, București, 2007.

[11] Th. Dănilă, N. Reus, V. Boiciu, Dispozitive și Circuite Electronice(Electronic Elements and Circuits), Editura Didactică și Pedagogică, București, 1982

[12] http://www.ti.com/lit/ds/sbos051b/sbos051b.pdf

[13] https://www.sparkfun.com/products/10393

[14]http://www.analog.com/library/analogdialogue/archives/43-09/edch%2012%20pc%20issues.pdf

[15] http://www.ultracad.com/mentor/crosstalk_coupling.pdf

[16] http://www.irf.com/technical-info/appnotes/an-1162.pdf