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 2006/2007

Transkrypt

1 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 2006/2007 PRACA DYPLOMOWA INŻYNIERSKA MARCIN ANDRZEJ DĘBIŃSKI BEZPRZEWODOWE URZĄDZENIE DO MONITOROWANIA STANU UKŁADU KRĄŻENIA Opiekun pracy: dr inż. Grzegorz Domański Ocena: podpis Przewodniczącego Komisji Egzaminu Dyplomowego

2 SPECJALNOŚĆ: INŻYNIERIA BIOMEDYCZNA Data urodzenia: 10 grudnia 1984 r. Data rozpoczęcia studiów: 1 października 2003 r. ŻYCIORYS Urodziłem się 10 grudnia 1984 r. w Siedlcach. W latach 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. Wybraną przeze mnie specjalnością jest Inżynieria Biomedyczna, która umożliwia mi rozwijanie zainteresowań skupionych wokół medycyny oraz elektroniki. podpis EGZAMIN DYPLOMOWY złożył w dniu... z wynikiem... Ogólny wynik studiów... Dodatkowe uwagi i wnioski Komisji:......

3 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. WIRELESS CIRCULATORY SYSTEM MONITORING DEVICE SUMMARY The aim of the work was to develop and design the wireless medical device that provides 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.

4 Moim Rodzicom

5 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.

6 SPIS TREŚCI Spis treści Wstęp Cel pracy Zakres pracy Zasady odbioru sygnału EKG Wprowadzenie Powstawanie sygnału EKG Elektrokardiogram Rodzaje odprowadzeń Wstęp Rys historyczny Odprowadzenia elektrokardiograficzne Podstawowe układy odbioru EKG Standardowe EKG Wielokanałowa rejestracja EKG (mapping) EKG ambulatoryjne Holtera Koncepcja urządzenia Standard IrDA Bluetooth Wzmacniacz biologiczny Sygnały zakłócające przy pomiarze EKG Opis konstrukcji urządzenia Schemat blokowy Schemat elektryczny Wzmacniacz EKG Układ AD Mikrokontroler ATmega Moduł CC1000 (Radiomodem)

7 SP IS T RE Ś C I Charakterystyka złącza RS Budowa mechaniczna Oprogramowanie systemu Program mikrokontrolera ATmega Program akwizycyjny na komputer PC Wyniki testów urządzenia Wnioski Koszt urządzenia Możliwości rozbudowy Spis rysunków...55 Spis tabel...56 Literatura

8 1 WSTĘP O 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. 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, 8

9 WSTĘ 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 ich 9

10 WSTĘ P 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 było zaprojektowanie i wykonanie bezprzewodowego urządzenia do monitorowania stanu układu krążenia jednokanałowego układu EKG. 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. 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. 10

11 WSTĘ P 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 badania 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. 11

12 2 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG 2.1 Wprowadzenie W 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. Rysunek 2.1 Amplitudy oraz zakresy widmowe częstotliwości niektórych biosygnałów. Źródło: [17] s

13 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU 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 ECG 1 ) jest podstawową metodą badania elektrycznej aktywności serca. Jest to najstarsza i najszerzej stosowana technika diagnostyczna w kardiografii. EKG jest badaniem nieinwazyjnym 2, 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 ( ) na Pierwszym Międzynarodowym Kongresie Fizjologów w Bale 4 [27]. Źródłem sygnału bioelektrycznego był wówczas jego pies Jimmy, natomiast do odbioru i rejestracji wyników wykorzystano rtęciowy elektrometr kapilarny [5, 7]. W 1903 r. Willem Einthoven ( ) usprawnił zaproponowany przez Wallera model pomiarowy, wykorzystując do zbierania biopotencjałów galwanometr strunowy własnej produkcji 5. 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 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. Pomijając EKG wykonywany w czasie operacji na sercu. Dokonali tego Koellier i Müller w 1856 r. zaledwie 50 lat po odkryciu Galvaniego i Volty [20]. 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. Einthoven wykorzystał wcześniejsze prace Adera, ulepszając jego galwanometr telegraficzny. 13

14 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG użyciu w praktyce badań EKG. Można do nich zaliczyć m. in. nazewnictwo poszczególnych fragmentów przebiegu EKG czy standard rozmieszczenia 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) i 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 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, które pomiędzy wybranymi punktami na powierzchni ciała (tzw. odprowadzeniami), objawia się w postaci charakterystycznego przebiegu sygnału EKG. Czynność elektryczna zdrowego serca rozpoczyna się w stałym punkcie anatomicznie zlokalizowanym w zatoce prawego przedsionka. Miejsce to nosi nazwę węzła zatokowego lub zatokowo-przedsionkowego (Keitha-Flacka). Czynność węzła zatokowego ma charakter okresowy (w spoczynku około 1,2 Hz) i jest związana z naturalną zdolnością generacyjną zmodyfikowanej tkanki mięśniowej, z której jest zbudowany 6. 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. 6 Komórki tej tkanki zawierają mniejszą liczbę włókienek mięśniowych, mają większą średnicę i są czynnościowo izolowane od mięśni serca. 14

15 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG 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 spo- sób sekwencyjnie uporządkowany drogą układu bodźcotwórczo-przewodzącego na ca- ły mięsień serca, powodując jego skurcz (rys. 2.2). 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 Hisa (H) (jego prawa i lewa odnoga LRH), włókna Purkiniego (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 15

16 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG repolaryzacja) zapoczątkowane w węźle zatokowo-przedsionkowym 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 sygnału w różnych częściach serca przedstawiono w tab Komórki: Prędkość przenoszenia (m/s) Węzła zatokowo-przedsionkowego 0,05 Mięśnia przedsionków 1,00 Strefy granicznej pomiędzy mięśniem przedsionków i węzłem przedsionkowo-komorowym 0,05 Węzła przedsionkowo-komorowego 0,10 Pęczka przedsionkowo-komorowego 2,00 Przewodzące w mięśniu komór 4,00 Mięśnia komór pod wsierdziem 1,00 Węzła zatokowo-przedsionkowego 0,05 Tabela 2.1 Prędkości przenoszenia się depolaryzacji w układzie przewodzącym i w mięśniu sercowym. Źródło: [25] s 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 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. 16

17 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG 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 2.3 Jeden okres elektrokardiogramu zdrowego człowieka. Opracowanie na podstawie: [5] s 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 alfabetu 7 [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. 7 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. 17

18 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG 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 serms świadczy o zwolnieniu przewodzenia stanu czynnego przez układ przewodzący, zwłaszcza przez węzeł przedsionkowokomorowy. 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 cowego. Wydłużenie odstępu PQ powyżej 200 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 Rysunek 2.4 Powstawanie elektrokardiogramu w zestawieniu z pracą mięśnia sercowego 8. Źródło: [21] s TP (ang. Threshold Potential) potencjał progowy. 18

19 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG Normy prawidłowego zapisu EKG u osób dorosłych przedstawiono w tabeli poniżej: Załamek P czas przewodzenia depolaryzacji w mięśniu przedsionków 100 ms Odcinek PQ czas przejścia depolaryzacji przez węzeł przedsionkowokomorowy i pęczek przedsionkowo-komorowy 50 ms Odstęp PQ czas przewodzenia depolaryzacji od węzła zatokowoprzedsionkowego do mięśnia komór 150 ms 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 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 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. 19

20 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG 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 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 łatwo objaśnialnym związku z kształtem potencjału czynnościowego generowanym na błonie izolowanej komórki [18, 26] 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. 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. 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% 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] Odprowadzenia elektrokardiograficzne Odprowadzenie stanowi wypadkową co najmniej dwóch elektrod. Odprowadzenie obejmujące elektrod umieszczonych w punktach ciała o potencjałach 20

21 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG,,,, w stosunku do dowolnego punktu odniesienia może być przedstawione jako suma algebraiczna potencjałów w postaci: 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 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). 21

22 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG W celach badawczych oprócz odprowadzeń klasycznych stosuje się także odprowadzenia specjalistyczne (np. wewnątrzsercowe, nasercowe, przełykowe). 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 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 22

23 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG 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% większą. W związku z tym z 3 elektrod odczytujemy również wzmocnione (ang. augmented wzmocniony, powiększony) sygnały: odprowadzenie dla kończyny górnej prawej z elektrody "prawa ręka" (RA): odprowadzenie dla kończyny górnej lewej z elektrody "lewa ręka" (LA) odprowadzenie dla kończyny dolnej lewej z elektrody "lewa goleń" (LL) 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) 9 : 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, 9 Pomysł Wilsona z 1934 r. dotyczący tworzenia potencjału odniesienia związany był pierwotnie z odprowadzeniami kończynowymi. Nie znalazł on jednak zastosowania praktycznego. 23

24 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG 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, 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 oraz średniej potencjałów trzech kończyn (obu rąk i lewej nogi): Podstawowe układy odbioru EKG 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 24

25 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG czasowych i amplitudowych. Obecnie wdrażane są techniki automatycznej interpretacji sygnału EKG. 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] 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] 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 ( ). 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), 25

26 ZASADY ODBIORU SYGNAŁU EKG rejestratory na żądanie (ang. event holter) z pętlą pamięci lub bez, rejestratory wszczepialne. 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]. 26

27 3 KONCEPCJA URZĄDZENIA B ezprzewodowe urządzenie do monitorowania stanu układu krążenia musi spełniać następujące wymogi: 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 Wzmacniacz EKG Mikrokontroler z 10-bitowym przetwornikiem ADC Moduł nadajnika bezprzewodowego Komputer PC Moduł odbiornika bezprzewodowego Rysunek 3.1 Schemat blokowy koncepcji systemu do monitorowania stanu pacjenta. Opracowanie własne. 27

28 KONCEPCJA URZĄDZENIA Możliwe rozwiązania transmisji bezprzewodowej to np.: transmisja radiowa (pasmo 433 MHz), transmisja radiowa (Bluetooth), podczerwień (IrDA). 3.1 Standard IrDA Standard IrDA (ang. Infrared Data Association) jest szeregowym łączem optycznym pasma podczerwonego wykorzystywanym głównie w technice komputerowej. Standard ten zaczął się rozprzestrzeniać od roku 1993, by już w rok później oferować bezprzewodowy, krótkodystansowy transfer danych na poziomie 4Mb/s. W aplikacjach medycznych standard IrDA wykorzystywany jest do transferu danych aparatury diagnostyczno-pomiarowej, znane są zastosowania do łączności pomiędzy osobistym asystentem cyfrowym lekarza a urządzeniami dostępowymi, w domowym nadzorze stanu zdrowia pacjenta itp. Podstawowe parametry standardu ukazuje tabela poniżej. Parametr Podczerwień Typ połączenia Liczba kanałów Prędkość transmisji Zasięg i typ transmisji Maksymalna liczba aktywnych urządzeń Multipleksacja Bezpieczeństwo na poziomie łącza Emulacja portu Właściwości nm punkt-punkt Jeden - do transmisji danych obowiązkowo: 9,6 kb/s, opcjonalnie: 19,2 kb/s, 38,4 kb/s, 57,6 kb/s, 115,2 kb/s (IrDA 1.0 lub 1.1) oraz 0,576 Mb/s, 1,152 Mb/s, 4 Mb/s (IrDA 1.1) około 2m; urządzenia muszą się "widzieć"; kąt wiązki transmisji - 30 o ; przy jednokierunkowej transmisji danych: co najmniej 5m 2 połączenia przestrzenna brak szeregowy + równoległy Tabela 3.1 Parametry standardu IrDA. Opracowanie na podstawie: [29]. Standard IrDA charakteryzuje się: prostą i tanią implementacją, małym poborem mocy, 28

29 KONCEPCJA URZĄDZENIA połączeniami bezpośrednimi typu punkt-punkt, wydajnym i pewnym transferem danych. Technologia IrDA wykorzystuje skupioną wiązkę światła w paśmie podczerwonym. Warunkiem zastosowania IrDA jest posiadanie co najmniej dwóch urządzeń, pomiędzy którymi nie ma niczego, co utrudniałoby ich wzajemną widoczność [9, 29]. 3.2 Bluetooth Standard Bluetooth opisany jest w specyfikacji liczącej ponad 1500 stron. Jest to standard definiujący cyfrowe łącze radiowe krótkiego zasięgu, do transmisji typu punktwielopunkt. 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 EDR 10 do 3Mb/s), transmisja w nielicencjonowanym paśmie ISM 11-2,4 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, tak jak w standardzie IrDA. Wystarczy, że znajdą się swoim zasięgu [28] EDR (ang. Enhanced Data Rate) - podwyższona wielkość strumienia danych. ISM (ang. Industrial, Scientific, Medical) - przemysłowy, naukowy, medyczny. 29

30 KONCEPCJA URZĄDZENIA 3.3 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. 3.4 Sygnały zakłócające przy pomiarze EKG Podczas konstruowania urządzenia należało wziąć pod uwagę możliwe zakłócenia. Można do nich zaliczyć: zakłócenia wewnętrzne, których źródła znajdują się w obrębie ciała pacjenta, 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. Zakłócenia wewnętrzne można w dużej mierze ograniczyć, wygodnie układając zrelaksowanego pacjenta oraz stosując umiarkowany docisk elektrod. 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]. 30

31 4 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA W ramach pracy zaprojektowano i zbudowano system do bezprzewodowego monitorowania stanu układu krążenia. 4.1 Schemat blokowy Schemat blokowy zbudowanego urządzenia do monitorowania stanu pacjenta pokazano na rys 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 Komputer PC Moduł odbiornika radiowego CC1000 Moduł nadajnika radiowego CC1000 Rysunek 4.1 Schemat blokowy systemu do monitorowania stanu pacjenta. Opracowanie własne. System do bezprzewodowego monitorowania stanu układu krążenia składa się z: bloku wzmacniacza sygnału EKG (część analogowa), 31

32 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA 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. 4.2 Schemat elektryczny 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 1V / 1mV [1] 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 R WE (aby nie obciążać nadmiernie źródła wzmacnianych sygnałów) przy jednoczesnym dużym wzmocnieniu sygnału różnicowego K d. Istotną zaletą tego układu jest również osiąganie bardzo wysokiego współczynnika CMRR 12 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, 12 CMRR (ang. Common-mode rejection ratio) - współczynnik tłumienia sygnału wspólnego. 32

33 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA że zastosowany w tym układzie wzmacniacz różnicowy działa 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 4.2 Schemat aplikacyjny układu AD620. Źródło: [1] s 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). 33

34 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA 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 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]. 34

35 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA Moduł CC1000 (Radiomodem) Uniwersalny, zintegrowany Radiomodem CC1000 DIP SWITCH (rys. 4.3) został zaprojektowany jako moduł OEM 13 i pracuje w nielicencjonowanym paśmie 433 MHz z regulowaną mocą wyjściową do 10 dbm. Rysunek 4.3 Moduł CC1000 (widok z góry). Został on zbudowany w oparciu o scalony transceiver 14 CC1000 firmy Chipcon. Szybkość transmisji danych w torze radiowym zmieniana jest w zakresie bitów/s. Wbudowany przełącznik typu dip switch pozwala użytkownikowi na ustawienie prędkości komunikacji z portem szeregowym RS-232 w zakresie bitów/s. Radiomodem oferowany jest w zestawie z anteną prętową wyposażoną w złącze typu SMA (rys. 4.4) 15. Rysunek 4.4 Gniazdo typu SMA (żeńskie) 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. W radiokomunikacji terminem transceiver (potocznie - "radiostacja") określane jest urządzenie nadawczo - odbiorcze, czyli takie, które łączy funkcjonalność nadajnika (ang. transmitter) i odbiornika (ang. receiver). Złącze SMA (ang. SubMiniature version A) - złącze współosiowe stosowane do łączenia urządzeń wykorzystujących kable koncentryczne i przesyłających sygnały wysokiej częstotliwości (do 18 GHz). 35

36 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA W torze radiowym modem umożliwia komunikację z maksymalną prędkością 9600 bitów/s. Prędkość ta może być zmieniana w zakresie bitów/s. Komunikacja z komputerem może odbywać się z prędkością zmienianą w zakresie 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 HyperTerminal 16. W trybie tym transmisja przebiega ze stałą prędkością 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. 16 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. 36

37 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA Modem może pracować w jednym z trzech trybów: tryb spoczynku, tryb nadawania danych, tryb odbioru danych. Przełączanie miedzy poszczególnymi trybami wykonywane jest automatycznie w zależ- ności 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 raw nieulotnej pamięci, dlatego nie ma potrzeby każ- dorazowego ich ustawiania po włączeniu zasilania [22]. Wszystkie sygnały transmisyjne oraz zasilania dostępne są na złączu szpilkowym. Spo- diowego. Te drugie zapisywane są sób ich podłączenia do portu szeregowego komputera przedstawiony jest na rys Rysunek 4.5 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. 37

38 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA 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

39 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA 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 wykryta RxD 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 4.1 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

40 OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA Rysunek 4.6 Schemat elektryczny urządzenia. 40

41 B EZPRZEWODOWE URZĄDZENIE DO MONITOROWANIA STANU UKŁADU KRĄŻENIA OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA Rysunek 4.7 Widok płytki drukowanej. 4.3 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 Rysunek 4.8 Zdjęcie wykonanej płytki modułu EKG. 41

42 B EZPRZEWODOWE URZĄDZENIE DO MONITOROWANIA STANU UKŁADU KRĄŻENIA OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA 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 4.9 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 4.10 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 sieciowy Wiązało się to z brakiem konieczności izolacji odbiornika od sieci elektrycznej. 42

43 B EZPRZEWODOWE URZĄDZENIE DO MONITOROWANIA STANU UKŁADU KRĄŻENIA OPIS KONSTRUKCJI URZĄDZENIA Oba moduły radiowe zostały zamknięte w plastikowych obudowach. Na zewnątrz wyprowadzono złącze zasilające oraz port komunikacyjny RS-232. Na rys przedstawiono moduł nadajnika radiowego połączonego z zaprojektowaną płytką (płytka jeszcze bez obudowy: zdjęcie z fazy testowej). Rysunek 4.11 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 Rysunek 4.12 Zaprojektowane elektrody. 43

44 5 OPROGRAMOWANIE SYSTEMU 5.1 Program mikrokontrolera ATmega8 W ramach pracy napisano program sterujący pracą mikrokontrolera ATmega8. Implementacji dokonano w języku BASIC z wykorzystaniem środowiska programistycznego dla mikrokontrolerów AVR o nazwie BASCOM AVR. Kod źródłowy programu wraz z komentarzami zamieszczono poniżej. $crystal = $baud = $regfile = "M8def.dat" ' częstotliwość rezonatora kwarcowego 'ustawienie prędkości transmisji łącza szeregowego RS-232 do komputera max 'dołączenie definicji rejestrów procesora AT90S8515 deklaracja zmiennych Dim Wynik As Word Dim Wynik2 As Word Dim Mlodszy As Byte Dim Starszy As Byte Dim Warunek As Byte Dim Wart As Word Config Adc = Single, Prescaler = Auto, Reference = Avcc Config Timer1 = Timer, Prescale = 8 '112.5 (225 Hz) On Ovf1 Tim1_isr Warunek = 0 Wart = 2304 '4608 = 100 próbek/s, 1536 = 300 próbek/s Start Adc Start Timer1 Enable Interrupts Enable Timer1 44

45 OPROGRAMOWANIE SYSTEMU Do Do 'wieczna pętla - główna pętla programu 'pętla opóźnienia czasowego Loop Until Warunek = 1 Wynik = Getadc(0) Wynik2 = Wynik Shift Wynik2, Left, 1 Mlodszy = Low(wynik2) Starszy = High(wynik2) Shift Starszy, Left, 1 Starszy.0 = 1 Printbin Starszy Waitus 2 Printbin Mlodszy Warunek = 0 Loop 'koniec głównej pętli 'Procedura obsługi przerwania od przepełnienia timer1 (od 0 do 256=0) Tim1_isr: Timer1 = Wart Warunek = 1 Return 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. 45

46 OPROGRAMOWANIE SYSTEMU Schemat blokowy algorytmu programu zamieszczono na rys 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) NIE TAK Wykonaj pomiar napięcia przetwornikiem ADC i prześlij wynik po łączu szeregowym Wyzeruj zmienną odliczającą okres próbkowania Rysunek 5.1 Schemat blokowy algorytmu pracy mikrokontrolera ATmega8 w urządzeniu. Opracowanie własne. 5.2 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. Schemat blokowy algorytmu działania programu pokazano na rys

47 OPROGRAMOWANIE SYSTEMU Inicjalizacja programu, przypisanie zmiennym wartości początkowych Obsługa graficznego interfejsu użytkownika Zapisywanie do pliku Otwarcie lub zamknięcie portu szeregowego Koniec zapisywania do pliku Ustawienie parametrów pracy portu szeregowego (prędkość transmisji, numer portu szeregowego) Odbiór wartości pojedynczej próbki danych z urządzenia Wyświetlanie aktualnego sygnału na ekranie TAK Czy koniec akwizycji? NIE Rysunek 5.2 Schemat blokowy algorytmu programu akwizycyjnego. Opracowanie własne. 47

48 OPROGRAMOWANIE SYSTEMU 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; dcb.stopbits = ONESTOPBIT; dcb.bytesize = 8; // brak bitu parzystości // 1 bit stopu // 8 bitów danych Wysłanie bajtu do portu szeregowego dokonywane jest funkcją: BOOL WriteFile ( HANDLE hfile, LPCVOID lpbuffer, // uchwyt do pliku docelowego // 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 nałoŝenia I/O ); 48

49 OPROGRAMOWANIE SYSTEMU Czytanie danych z portu szeregowego dokonywane jest funkcją: BOOL ReadFile ( HANDLE hfile, LPVOID lpbuffer, // uchwyt do odczytywanego pliku // 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; p1 = p1 >> 1; w = p1; w = w << 7; w = w + p2; // Przesunięcie młodszego bajtu o jeden bit w prawo // Przesunięcie starszego bajtu o jeden bit w prawo // przypisanie zmiennej w (wynik) wartości p1 // przesunięcie zmiennej wynik o 7 pozycji w lewo, czyli przemnoŝenie przez 128 // dodanie młodszego bajtu celem uzyskania ostatecznego wyniku na liczbie typu int. 49

50 OPROGRAMOWANIE SYSTEMU 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 Rysunek 5.3 Widok głównego okna aplikacji na komputer PC. Opracowanie własne. 50