Comfortabele Hartslagsensor voor niet-medische toepassingen

Comfortabele Hartslagsensor voor niet-medische toepassingen Sam Matthys

Promotoren: prof. dr. ir. Jan Vanfleteren, prof. Leo Van Noorden Begeleiders: Frederick Bossuyt, Dominique Brosteaux Masterproef ingediend tot het behalen van de academische graad van Master in de ingenieurswetenschappen: elektrotechniek

Vakgroep Elektronica en informatiesystemen Voorzitter: prof. dr. ir. Jan Van Campenhout Vakgroep Kunst-, muziek- en theaterwetenschappen Voorzitter: prof. dr. Marc Leman Faculteit Ingenieurswetenschappen Academiejaar 2008-2009

VOORWOORD

ii

Voorwoord Technologie wordt de dag van vandaag steeds meer geintegreerd in alle aspecten van het dagelijkse leven. Men is steeds op zoek naar nieuwere, comfortablere oplossingen om de technologie onzichtbaar toch op de voorgrond te plaatsen. Resultaat hiervan is dan ook dat men dit fenomeen ziet opduiken in sectoren waar men dit niet onmiddellijk verwacht. Deze thesis is ontstaan vanuit zo’n situatie, nl. de niet medische of sportgerichte sectoren, maar de muzieksector die nood had aan hartslagdetectie. Gebruik van hoogstaande technologie en miniaturisatie om harstlagdetectie te doen bij muzikanten op een comfortabele manier schept dus voldoende mogelijkheiden tot onderzoek en ontwikkeling en dit op verscheidene diverse gebieden. Het is net deze diversiteit en totaliteit van het onderwerp dat aan de basis lag van mijn motivatie en keuze voor dit werk. Dit werk is er uiteraard niet alleen gekomen door mijn interesse in de materie, er zijn nog tal van mensen die bijgedragen hebben om dit werk te maken tot wat het nu is. Ik zou dan ook graag deze mensen hier bedanken voor hun hulp en steun bij de realisatie van dit project. In de eerste plaats mijn thesisbegeleiders, Dominique en Thomas, die mij vanaf de start voldoende op weg hebben geholpen en steeds voldoende tijd hebben vrijgemaakt om mij vooruit te helpen als er een probleem opdook. Tevens wil ik ook mijn promotoren bedanken voor het vertrouwen en het scheppen van de mogelijkheid van dit onderzoek. Verder wil ik nog alle anderen bedanken die hier niet expliciet vernoemd zijn, maar toch rechtstreeks of onrechtstreeks hebben bijgedragen tot de voltooing van dit werk. Het zij door steun, het zij door goede raad, het zij door extra motivatie. Bedankt!

Sam Matthys, januari 2009

TOELATING TOT BRUIKLEEN

iv

Toelating tot bruikleen

“De auteur geeft de toelating deze scriptie voor consultatie beschikbaar te stellen en delen van de scriptie te kopiëren voor persoonlijk gebruik. Elk ander gebruik valt onder de beperkingen van het auteursrecht, in het bijzonder met betrekking tot de verplichting de bron uitdrukkelijk te vermelden bij het aanhalen van resultaten uit deze scriptie.”

Sam Matthys, januari 200

Comfortabele harstlagsensor voor niet-medische toepassingen door Sam Matthys Scriptie ingediend tot het behalen van de academische graad van Burgerlijk Ingenieur Elektrotechniek: optie Informatie- en Communicatietechnologie Academiejaar 2007–2008 Promotoren: Prof. Dr. Ir. J. Vanfleteren, Prof. L. Van Noorden Scriptiebegeleiders: Ir. D. Brosteaux, Ir. F. Bossuyt Vakgroep Elektronica en Informatiesystemen Voorzitter: Prof. Dr. Ir. J. Van Campenhout Faculteit Ingenieurswetenschappen Universiteit Gent

Samenvatting In dit afstudeerwerk gaan we op zoek naar een manier om op een comfortabele manier de harstlag te meten. We doorlopen het volledige proces: van keuze van de componenten, via ontwerp en layout, naar afgewerkte PCB versie en eventuele FLEX-uitvoering. Het is de bedoeling om met gebruik van licht de hartslag te meten in eerste instantie op de vinger, maar met als uiteindelijk doel een stabiele, betrouwbare meting op de pols.

Trefwoorden Comfortabel, Hartslagsensor, Licht, Led, Diode, Microcontroller, Fotoplethysmografie, PCB-ontwerp

Design of a Comfortable Heartbeatsensor for Non-Medical Applications Sam Matthys Supervisor(s): Jan Vanfleteren, Leo Van Noorden, Dominique Brosteaux, Frederick Bossuyt Abstract— This article tries to implement the principle of photoplethysmography to measure heartbeat in a comfortable way. The existing technologies which focus on measuring at the tip of the finger are transposed onto a measurement at the wrist. This article tries to overcome the sources of interference inherent to the principle of photoplethysmography or resulting from the adaptation. A full on-chip solution is attempted as a final result in this article. Keywords— Heartbeat, photoplethysmography, photoplethysmograph, optical, microcontroller, on-chip pcb solution

I

I. I NTRODUCTION

N current implementations, a heartbeat sensor does not achieve a decent level of comfort and practical usage outside the fields for which they were designed. The use of straps for the well known sensors deployed in the overal health and fitness sector offers stability and adaptability, but not comfort. On the other hand the use of optical instruments in medical applications offers some degree of comfort, but does not adapt well to different or more dynamic environments where the availability of all fingers is required [1] [2], e.g. experimental music. Finding a viable solution for combining both advantages of the different technologies can offer a design that is both adaptable and comfortable. Using an optical principle called plethysmography [3] as applied by current applications in the medical field, and adapting that principle for a measurement at a more comfortable location, i.e. the wrist, we can desing a more flexible heartbeatsensor. II. P HOTOPLETHYSMOGRAPH : CONCEPT

Fig. 1. Measurement of a heartbeat can be achieved by using the principle of photoplethysmography.

Photoplethysmography is based upon the variance of light reception due to a variance in bloodflow. When light is emitted onto e.g. the tip of the finger, the earlobe, etc. a variance of the arterial blood caused by a heartbeat will result in a variance of the reflected or transmitted light due to absorption. One can deduce two main factors of light absorption, one constant factor (DC) as a result of absorption by the bone, the skin, etc. and a dynamic component (AC) caused by the change in

Fig. 2. Constant and variable component in the received optical signal.

arterial bloodflow which is directly correlated to the ritme of the heartbeats. The goal of any photoplethysmograph is filtering of the AC component and detection of a stable heartbeat ritme. Due to the small variances in the detected signal one must implement a various spectrum of countermeasures to shield the design from external interference as well as internal noise. Advantages of this technology are the non-invasive nature, small dimensions, low cost and adaptability. These are in direct contrast to the one disadvantage of instability of the measurement due to the sources of interference when the circumstances are not carefully monitored. III. S OURCES OF INTERFERENCE A. External interference As photoplethysmography is based upon measured relative differences in ligthsignals, first and foremost any external source of light must be omitted from the design. Contrary to the crude solutions like clambs offered by current implementations, this design focuses on filtering. A carefull selection of the light receptive spectrum of the diode combined with a solid band-pass filter can eliminate most interference generated by other lightsources. When deployed in an environment where TL-lights are present, one must ensure a stable attachment. The frequency of a TL-bulb is 50Hz and as the percieved frequency of the measured heartbeat (including a sufficient variance margin) includes 50Hz, solid attachement of the sensor is very important under these circumstances. Less strict regulation apply when used under normal daylight. B. Internal noise As the AC component of the recieved optical signal is very small in amplitude, the signal noise ratio must be carefully mon-

itored throughout the design. The design has been optimized by its dimensions and selection of components to ensure a measurable amplitude, distinguisable from all sources of noise. C. Countermeasure As suggested in [1] one can also opt for a carrier signal and a modulated detection mechanism to counter the noise components and attain an acceptable signal amplitude. In this design, where dimension and complexity are a critical issue, this option has been discarded. Instead a microcontroller has been chosen as integral part of the design. Besides the obvious communication, driver, timing and measurement functionality that this mcu provides, the functionality of a softwarefilter and a more advanced detection method has been applied. IV. M EASUREMENT AT THE WRIST

Fig. 3. Heartbeat photoplethysmograh using the principle of reflection. Pressing the tip of the finger onto the sensor will result in a stable measurement of the heartbeat.

the design were required in the development fase. Results from various experiments indicated the non viabilty of a measurment at the wrist and did not motivate further efforts to optimize this design.

A. Measurement by reflection Measurment of the heartbeat at the wrist can no longer utilize the more stable and reliable method of transmission. One must resort to an implementation which receives the light that is reflected from the skin. Due to the less linear nature of reflection greater losses are induced and a higher degree of instability is introduced into the design. B. Movement as interference In addition to external and internal interferences which can be reduced, a more significant problem proposes itself when measuring the heartbeat at the wrist. Both the internal composure of the wrist as the surface contact area of the detector will change when movement of the wrist relevant to the arm is introduced (moving the arm as a whole does not introduce serious artifacts). These changes will unavoidably result into a change of the reflection pattern which ought to be detected. Reduction of the change in contact surface area can be attained by improving the stability of the sensors attachement at the cost of comfort. In this article comfort is a main issue and cannot be neglected. One can not however reduce the artifacts in the measured signal resulting form an internal change of the composure of the wrist. C. Specific location of measurement Due to the implementation of the reflection principle, exact locations where the AC component can be detected are limited. Measurement will only be reliable when attained as close to the main arteries as possible. Only 2 positions are viable and it are those positions where measurements suffer greatly from any movement introduced by the wrist.

A

V. P CB SOLUTION

S stated in the goals of this article, a pcb design has been developped to allow the measuring of a heartbeat in a more comfortable way. Although measurement at the wrist is not viable, the design distinguises itself from existing technologies in a number of different ways. Both its simplicicity and the use of light reflection as opposed to transmission are an improvement. The design in its current form is only a first attempt and it is not optimized for size as experimenting and programmability of

F

VI. C ONCLUSION

O llowing the results described in this article one can conclude that measuring heartbeat at the wrist can not be achieved in a sufficient reliable manner. Due to the physical parameters imposed upon the design for measuring heartbeat at the wrist, technologies which are sufficient for measurements at the tip of the finger cannot be adpated in a comfortable or practical way. One can conclude that the principle of a photoplethysmograph cannot be applied at the wrist due to the inherent physical structure of the wrist. Both internal composure of the wrist and external movement will result in an superposed interference which is irreducable by a carefull process of filtering, amplification and analysis of the signal. R EFERENCES [1] Charig Raymond, Photoplethysmograph, 2007, The University of Nothingam, University Park, Nottingham NG7 2RD [2] Dobromir Petkov Dobrev, Tatyana Dimitrova Neycheva, Photoplethysmographic Detector For Peripheral Pulse Registration, 2005, Bulgarian Academy of Sciences, 1113 Sophia, Bulgaria [3] Photoplethysmography, 2005, MedicInfo, 149 Dr. Paul Janssenweg 5026 RH Tilburg http://www.medicinfo.nl/

INHOUDSOPGAVE

viii

Inhoudsopgave Voorwoord

ii

Toelating tot bruikleen

iv

Overzicht

v

Extended abstract

vi

Inhoudsopgave

viii

Gebruikte afkortingen

x

1 Inleiding

1

2 Achtergrond 2.1 Bestaande Technologie . . . . . . . . . . . . 2.1.1 Electrocardiogram (EKG) . . . . . . 2.1.2 Echocardiogram (ECG) . . . . . . . 2.1.3 Eenvoudige Akoestische Waarneming 2.1.4 Optische Waarneming . . . . . . . . 2.2 Fotoplethysmografie (PPG) . . . . . . . . . 2.3 Motivatie Van De Keuze . . . . . . . . . . . 3 Ontwerp 3.1 Doelstelling . . . . . . . . . . . 3.1.1 Algemeen . . . . . . . . 3.1.2 Specifiek . . . . . . . . . 3.2 Basisprincipe . . . . . . . . . . 3.2.1 Referenties . . . . . . . . 3.2.2 Principe . . . . . . . . . 3.3 Bouwblokken Van Het Ontwerp 3.3.1 Lichtsensor . . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

. . . . . . . .

. . . . . . .

3 3 4 5 6 6 7 11

. . . . . . . .

13 13 13 15 17 17 19 20 21

INHOUDSOPGAVE 3.3.2 3.3.3 3.3.4 3.3.5

ix

Filter . . . . . . Versterking . . Microcontroller USB Conversie

4 Fasen van het 4.1 Fase 1 . . 4.2 Fase 2 . . 4.3 Fase 3 . . 4.4 Fase 4 . . 4.5 Fase 5 . .

ontwerp . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

. . . .

. . . . .

5 Uitbreidingen 5.1 Hardware . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.1.1 Invloed van de meetlocatie . . . . . 5.1.2 Complex filter . . . . . . . . . . . . 5.1.3 Verschillende led/diode koppels . . 5.1.4 Methode van bevestiging . . . . . . 5.1.5 Led met hogere intensiteit . . . . . 5.1.6 extra: Draadloos . . . . . . . . . . 5.2 Software . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5.2.1 Geavanceerder softwarefilter . . . . 5.2.2 Geavanceerder microcontroller . . . 5.2.3 Softwarematige correctie op de PC

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

. . . . .

. . . . . . . . . . .

. . . .

22 23 24 27

. . . . .

28 29 34 35 38 42

. . . . . . . . . . .

45 45 45 46 47 48 49 50 51 51 53 53

6 Conclusie

54

A Code Microcontroller

57

B Volledig Ontwerp

60

Bibliografie

62

Lijst van figuren

64

Lijst van tabellen

66

GEBRUIKTE AFKORTINGEN

Gebruikte afkortingen CMST

Centre for Microsystems Technology

ELIS

Electronica en Informatie Systemen

ASIC

Application Secific Integrated Circuit

UART

Universal Asynchronous Reciever Transmitter

LED

Light Emitting Diode

EKG

Electrocardiogram

ECG

Echocardiogram

PPG

Fotoplethysmografie

PCB

Printed Circuit Board

SMD

Surface Mounted Device

USB

Universal Serial Bus

I/O

Input-Output

ADC

Anolog to Digital Converter

MCU

Micro Control Unit

I2C

Inter-Integrated Circuit

ADC

Analog to Digital Converter

x

INLEIDING

1

Hoofdstuk 1 Inleiding Dit afstudeerwerk is onstaan vanuit het CMST, zijnde het Centre for Microsystems Technology, ook wel bekend onder de naam TFCG Microsystems. Deze onderzoeksgroep is verbonden aan de UGent als onderdeel van de vakgroep ELIS. Het CMST doet vooraal onderzoek op een aantal verschillende hoogtechnologische gebieden zoals optsische verbindingsystemen, displays aansturingen, intelligent ASIC ontwerp, etc... In alle onderzoeksgebieden gaat men steeds op zoek naar de volgende stap, men gaat steeds op zoek naar innovaties en vernieuwingen. Het is dan ook vanuit dit idee dat deze thesis is ontstaan. Er wordt in dit afstudeerwerk op zoek gegaan naar een volgende generatie van hartstlagsensoren met de visie om technologie op een onzichtbare manier te integreren in het dagelijkse leven. Meer specifiek wordt op zoek gegaan naar een manier om op een niet storende manier de hartslag te meten van een persoon die bezig is met zijn activiteit en vervolgens ook deze harstlag live door te sturen naar een ontvanger (pc, e.d.) en deze dan ook in real time beschikbaar te stellen. Er wordt op zoek gegaan naar verschillende manieren om de tekortkomingen van de bestaande hartslagsensoren op dit gebied te omzeilen. Meer bepaald is de vraag ontstaan vanuit de muzieksector, men was op zoek naar een manier om de harstlag te betrekken bij experimentele muziekstukken. Men begrijpt dat het vooral in deze sector belangrijk is dat de uitvoerder over volledige concentratie en bewegingsvrijheid kan beschikken tijdens de uitvoering van zijn activiteit. Als men dus de harstlag in real time wil meten zal men moeten rekening houden met verschillende beperkingen qua meetmethode en meetlocatie op het lichaam, beperkingen die ervoor zorgen dat bestaande hartslagsensoren niet altijd optimaal zijn.

INLEIDING

2

De hoofdgedachte achter dit werk en tevens de aanleiding tot gebruik van het woord comfortabel, is het gebruik van licht om de hartstlag te detecteren. We gaan op zoek naar een methode om met behulp van een LED en een diode op een comfortabele manier, i.e. zonder druk of storende spanbanden etc... , de variatie van bloeddoorstroming en dus de hartslag te meten. In eerste instantie wordt dit onderzocht voor meting rond de vingertop en ter hoogte van eventueel het tweede en derde vingerkootje. In tweede instantie wordt op zoek gegaan naar een betrouwbare methode om een meting uit te voeren ter hoogte van de pols en in laatste instantie is het de bedoeling om het ontwerp uit te voeren in een volledig comfortabel en flexibel ontwerp rond de pols. Het is trouwens niet uitgesloten dat we een ontwerp bekomen dat voldoende ontwikkeld is voor gebruik binnen de sport en medische sector. Dit eindwerk is opgebouwd in lijn met de praktische uitvoering van het ontwerp. Een eerste deel focust zich voornamelijk op het verschaffen van enige achtergrond bij het meten van hartslag, met de nadruk op de werking van het optisch meetprincipe en hoe dit kan worden geimplementeerd in een hartslagmeter. Vervolgens worden de grote lijnen van het ontwerp geschetst. De verschillende onderdelen die noodzakelijk zullen zijn om de werking van de hartslagmeter te waarborgen. Als laatste grote deel worden de verschillende fasen van het ontwerp uitgebreid toegelicht. Op deze manier wordt het mogelijk om de verschillende problemen die zijn ontstaan en de gemaakte keuzes om deze problemen op te lossen, voldoende gedetailleerd uit te diepen.

ACHTERGROND

3

Hoofdstuk 2 Achtergrond Alvorens dieper in te gaan op de verschillende technologische en operationele keuzes die gemaakt zijn tijdens dit werk wordt in dit hoofdstuk dieper ingegaan op de bestaande techonologieën en reeds bestaande hartslagmeters. Dit om over voldoende achtergrond te beschikken met betrekking tot dit onderwerp, en vervolgens de gemaakte keuzes in dit afstudeerwerk beter te begrijpen. In dit hoofdstuk worden eerst kort de verschillende principes van hartslagdetectie toegelicht alvorens dieper in te gaan op het principe van optische hartslagdetectie. Tot slot wordt de keuze van optische hartslagdetectie extra gemotiveerd.

2.1

Bestaande Technologie

Vele verschillende technologieën worden reeds toegepast in de medische sector, de sportsector, etc. In deze sectie vermelden we kort de belangrijkste samen met de sterke en minder goede eigenschappen die gepaard gaan met elke implementatie. Het doel van deze toelichting is dan ook vooral duidelijk maken waarom deze technieken niet optimaal zijn voor dit afstudeerwerk en waarom we dus op zoek gaan naar een verbetering van een bestaand ontwerp of een andere meetmethode. Er zijn in principe drie manieren om hartslag te meten: elektrisch, akoestisch en optisch.

2.1 Bestaande Technologie

2.1.1

4

Electrocardiogram (EKG)

Deze op een elektrische techniek gebaseerde technologie is waarschijnlijk de meest gekende en de meest verspreide hedendaagse techniek. Het nemen van een elektrocardiogram is pijnloos en niet invasief, maar echter wel omslachtig en oncomfortabel. Een EKG is gebaseerd op een elektrische meting van de stroom door het hart door middel van een aantal elektroden die op het lichaam worden geplaatst. Het is namelijk zo dat bij een contractie van de hartspier een bepaalde elektrische stroom doorheen de hartspier wordt gepompd. Deze stroom is voldoende groot opdat men ze met behulp van een aantal goed geplaatste elektroden zeer nauwkeurig kan waarnemen. Deze techniek is vooral bekend van de klassieke piepende monitor naast elk ziekenhuisbed.

Figuur 2.1: Basisopstelling voor het meten van een ekg.

Deze techniek heeft het grote voordeel dat ze al reeds geruime tijd wordt toegepast in de medische sector en er bijgevolg al een grote hoeveelheid onderzoek en ontwikkeling aan gewijd is. Deze techniek is dan ook uitermate goed ontwikkeld en maakt het mogelijk om een zeer precieze meting uit te voeren van de beweging van de hartspier. Met behulp van een EKG kan men zelfs op betrouwbare wijze schade aan de hartspier waarnemen. Nadeel van deze techniek is dat ze alles behalve comfortabel is. De nauwkeurigheid van de EKG gaat gepaard met een groot aantal elektroden, meestal een 12-tal, die verspreid over het lichaam worden aangebracht. Elke elektrode heeft een zekere omvang en moet apart worden verbonden met de centrale monitor, wat dus een hele hoop bedrading en onhandigheid met zich meebrengt.


5

Een EKG als comfortabele hartslagsensor is dus geen haalbare optie voor dit afstudeerwerk. Het grote voordeel dat deze techniek met zich zou meebrengen, namelijk de nauwkeurigheid, is in feite overkill voor dit werk. Het is dus zeker af te raden om hiermee verder te gaan. Zie [1]

2.1.2

Echocardiogram (ECG)

Naast de meest gebruik elektrische waarnemening van de hartslag, kan men ook een hartslagmeting uitvoeren vanuit een akoestisch principe. De meest bekende methode voor akoestische hartslagdetectie is aan de hand van een echocardiogram. Deze techniek maakt gebruik van ultrasone geluidsgolven om 2D image-slices te maken van het hart. Recentelijk is het zelfs mogelijk om real-time 3D beelvorming te bekomen van de hartkamer met behulp van deze techniek. Een volledige real-time 3D beeldvorming levert uiteraard een enorme hoeveelheid aan informatie over het hart, gaande van bloedsnelheid, bloedhoeveelheid, eventuele schade, etc... Een ECG wordt meestal genomen met behulp van een probe die ofwel tegen de borst (niet-invasief) wordt geplaatst of via een probe die in het lichaam wordt ingebracht (invasief).

Figuur 2.2: Basisopstelling voor het meten van een ecg.

Uit bovenstaande beschrijving van een ECG is het duidelijk dat de enorme hoeveelheid informatie die gepaard gaat met deze methode uiteraard een nog grotere overkill is (in vergelijking met een EKG) voor de doelstelling van deze thesis. Uit het brede gamma van informatie hebben we enkel de hartslag nodige. Een dure detectiemethode zoals deze is dus niet aan te raden voor dit project en we gaan hier dan ook niet verder op in. Zie [2].


2.1.3

6

Eenvoudige Akoestische Waarneming

Maar naast een ECG is het uiteraard ook mogelijk om op een veel eenvoudiger manier met behulp van akoestische technieken een meting te doen van enkel de hartslag. Men kan bijvoorbeeld een elektrische stethoscoop aansluiten op een versterkercircuit en dit aansluiten op een microcontroller. Geluidsdetectoren de dag van vandaag zijn uiteraard in zeer geminiaturiseerde versie te verkrijgen, waardoor deze methode in eerste instantie een mogelijk oplossing kan lijken voor ons probleem. Het is een niet-invasieve, compacte uitwerking voor hartslagdetectie. Het is echter zo dat deze meting enkel kan uitgevoerd worden dicht bij het hart omdat daar de geluidsontwikkeling ten gevolge van een hartslag voldoende groot is. Ook is deze methode enorm gevoelig aan ruis, het is namelijk heel moeilijk om alle stoorzenders van geluid uit te schakelen. Dit in verglijking met bijvoorbeeld licht, dat eenvoudiger te weren is. Wat ons brengt bij de laatste en beste methode.

2.1.4

Optische Waarneming

Een laatste methode om hartslag te meten is met behulp van licht. Het idee achter deze techniek is dat men een hoeveelheid licht naar het lichaam richt en afhankelijk van de doorstroming van het bloed zal men een variabele hoeveelheid licht ontvangen. Een hartslag gaat immers gepaard met een golf van bloed die doorheen het lichaam wordt gepompt. Hoe meer bloed er door een lichaamsdeel loopt, hoe meer licht er zal worden geabsorbeerd. Het is net deze variatie die meetbaar is. Deze techniek gaat gepaard met enkele grote voordelen. Een eerste hiervan is de omvang van het ontwerp. Aangezien de basiscomponenten relatief beperkt zijn, is het in principe mogelijk om de volledig schakeling sterk te miniaturiseren. Uiteraard is dit aantal variabel naargelang de nauwkeurigheid (meer filters, etc...) of de output (led aansturing, display, pc, ...) van het ontwerp, maar in het algemeen kan dit alles in PCB/SMD technologie uitgevoerd worden. De compactheid van het ontwerp gaat ook gepaard met een lage kost. Het volledige ontwerp kan tegen een relatief lage prijs gefabriceerd worden, vergelijk dit met bijvoorbeeld het nemen van een EKG of een ECG. Uiteraard is deze kost afhankelijk van het ontwerp, maar het ontwerp kan zeker als doelstelling hebben de kost laag te houden.

2.2 Fotoplethysmografie (PPG)

7

Als laatse is ook het universeel karakter van de gebruikte techniek een groot voordeel. Men is niet beperkt tot bepaalde plaatsten op het lichaam om de meting te doen. In theorie kan dit overal gebeuren, wat in vergelijking met de andere beschreven technieken een verbetering is. Uiteraard zal niet elke plaats op het lichaam even correcte resulaten geven ten gevolge van verschillende ruisvormen, maar daarover meer in sectie 2.2.

2.2

Fotoplethysmografie (PPG)

Principe Fotoplethysmografie (PPG) is een niet-invasieve (dat wil zeggen: er worden geen instrumenten in het lichaam ingebracht) techniek waarmee veranderingen in de bloedsomloop in weefsels worden gemeten. de techniek is gebaseerd op de variabele lichtabsorpie die optreedt in de aders ten gevolge van de veranderende bloeddoorstroming. De techniek kan dus in principe gebruikt worden voor elk weefsel waar bloed doorstroomt. In de praktijk is het echter niet haalbaar om een betrouwbare meting met behulp van ppg uit te voeren op een arbitraire locatie op het lichaam.

Figuur 2.3: Meting van de hartslag aan de hand van fotoplethysmografie. Er wordt gebruik gemaakt van een led als lichtbron en een diode om het gereflecteerde licht op te vangen.

Wanneer lichstralen gericht worden op de huid treden er twee verschillende fenomenen op. Ofwel dringen de lichstralen dieper door in de huid, transmissie, ofwel worden ze teruggekaatst, reflectie. Men kan dan onmiddellijk een fundamentele opsplitsing maken tussen deze twee verschillende meetprincipes. Elk van de technieken heeft inherente voordelen. Zo zal de betrouwbaarheid van de meting beter zijn indien men kan gebruik maken van de transmissie van licht doorheen het lichaam. Uiteraard moet hierbij rekening worden ge-


8

houden met het feit dat er slechts een beperkt aantal locaties zijn op het lichaam waar dit mogelijk is, i.e. vingertop, oorlel, etc. Gebruik maken van het reflecterende licht kan dan, ondanks een lagere nauwkeurigheid, een verbetering zijn omdat deze meting kan uitgevoerd worden op een groter aantal locaties op het lichaam. De hoeveelheid licht die doordringt of terugkaatst is uiteraard afhankelijk van de aard van het weefsel. Men kan twee verschillende componenten onerscheiden: een DC component, men gaat ervan uit dat de aborptie van het weefsel, de huid, het bot, etc. constant blijft gedurende de meting, en een AC component ten gevolge van de veranderende bloeddoorstroming in het weefsel. Bij meer bloeddoorstroming zal een groter deel van de lichtstralen geabsorbeerd worden en zal er minder transmissie en reflectie optreden. Het is de AC component van het ontvangen licht die wordt gemeten met behulp van fotoplethysmografie en die een representatie geeft van de hartslag. Men kan deze meting uitvoeren op beide manieren, zowel via transmissie als via reflectie kunnen resultaten worden bekomen. Zie [3] en [5].

Figuur 2.4: De AC en DC component van het geasorbeerde licht.

Nadelen en Overwegingen Fotoplethysmografie is niet zonder enkele belangrijke nadelen die toepassing ervan bemoeilijken. Het doel van deze thesis is dan ook het proberen minimaliseren van deze storende invloeden om zo een betrouwbare meting te bekomen. In het algemeen wegen deze nadelen en storingen echter niet op tegen de voordelen die deze techniek met zich meebrengt. Zoals beschreven in [4], een diepgaande studie omtrent de toepassing van ppg en eenvoudige hartslagmeting, zijn er een drietal belangrijke factoren waarmee rekening moet worden gehouden bij het ontwerpen van een hartslagmeter op basis van ppg.


9

Aangezien wordt gebruik gemaakt van licht als meetinstrument is de schakeling gevoelig aan alle soorten van omgevingslicht. Vooral lichtbronnen die varieeren aan hogere frequenties zullen een belangrijke stoorzender vormen. Denk hierbij bijvoorbeeld aan computerschermen, TL-verlichting, etc. Een tweede belangrijke stoorzender is de invloed van elektromagnetische straling vanuit de omgeving. De schakeling ontworpen met behulp van het principe van ppg kan sommige van deze elektromagnetishe stralingen meten en beschouwen als storing. Implementatie van een filter zal dus nodig zijn om deze ruis weg te werken. Een derde belangrijke storing is uiteraard de ruis die optreedt inherent aan het ontwerp zelf. Aangezien er wordt gewerkt met de meting en interpretatie van zeer kleine signalen zal het wegwerken van de ruis alvorens het versterken van het nuttige signaal een belangrijke uitdaging zijn bij het ontwerp. Deze drie elektrische stoorzenders vormen inderdaad een beperking van de nauwkeurigheid en betrouwbaarheid van de hartslagmeting, maar kunnen op een relatief eenvoudige manier opgelost worden. Nauwkeurige experimentatie en dimensionering van een gepaste versterking en ruisfiltering zal ervoor zorgen dat de invloed van bovenvermelde stoorzenders wordt geminimaliseerd. Er is echter nog een veel belangrijkere factor die een invloed zal uitoefenen op de meting, namelijk de beweging van het contactoppervlak. Men kan opmerken dat bij gebruik van ppg als meettechniek enkel relatieve metingen kunnen uitgevoerd worden. Men kan enkel de relatieve dynamische veranderingen van het hemoglobinegehalte in het bloed meten gedurende een bepaalde tijd. Aangezien de meting gebaseerd is op het veranderend opgevangen licht ten gevolge van deze relatieve veranderingen, zal een beweging van het contactoppervlak inderdaad een grote storing veroorzaken. Een beweging leidt onvermijdelijk tot een verandering van de hoeveelheid licht die wordt doorgelaten of gereflecteerd en dus ook tot een verandering in de hoeveelheid opgevangen licht. Het wegwerken van deze stoorzender in een comfortabel ontwerp, vormt de grootste uitdaging van dit eindwerk. Bestaande toepassingen Fotoplethysmografie wordt reeds toegepast in de medische sector. Het meten van het zuurstofgehalte wordt doorgaans uitgevoerd met behulp van het ppg principe [5]. Deze


10

techniek noemt men oxiometrie, waarbij men met behulp van verschillende frequenties niet alleen de hartslag, maar ook de zuurstofgraad in het bloed kan opmeten. Bestaande technologieën zijn echter een eenvoudige niet comfortabele implementatie van ppg. De vermelde mogelijke problemen die optreden bij het ontwerpen van een hartslagmeer die gebruik maakt van ppg, zie 2.2, worden op een niet comfortabele manier opgelost. De elektronica die nodig is om het opgevangen licht voldoende te filteren en te versterken is ondergebracht in een aparte behuizing. Hoewel deze elketronica voldoet aan de opgelegde vereisten qua betrouwbaarheid, is deze echter omvangrijk en niet comfortabel. Daarnaast wordt een meting beperkt tot de vingertop omdat bij een dergelijke meting gebruik kan worden gemaakt van het transmissie principe, dit om de betrouwbaarheid te verhogen. Als laatste wordt elke mogelijke storing ten gevolge van een beweging uitgesloten door de detector met behulp van een stevige klem te bevestigen aan de huid.

Figuur 2.5: Bestaande uitvoeringen van een hartslagmeter die gebruik maakt van het principe van fotoplethysmografie voldoen niet aan de in dit eindwerk opgelegde vereisten van comfort.

2.3 Motivatie Van De Keuze

2.3

11

Motivatie Van De Keuze

Uit deze korte uiteenzetting van de bestaande technieken om een hartslag te meten volgt overduidelijk dat voor de toepassing in dit eindwerk ppg de beste techniek is. Om de voordelen en de nadelen van optische detectie, i.e. fotoplethysmografie, nog eens samen te vatten Compact: het ontwerp kan volledig op PCB of flex-technologie ontworpen worden Goedkoop: een klein aantal veelgebruikte componenten leidt tot een goedkoop design Universeel: het universele karakter van de techniek benadrukt dat de meting overal op het lichaam kan worden uitgevoerd Stroomverbruik: Men kan het ontwerp optimaliseren naar een zeer laag stroomverbruik indien batterijaandrijving gewenst is Ruisgevoeligheid: er zijn vele ruisfactoren die elk apart moeten worden aangepakt om de meting voldoende nauwkeurig te maken

De voordelen van deze techniek wegen op tegen de nadelen. Het is immers mogelijk om elk van de ruisbronnen individueel aan te pakken, het zij softwarematig, het zij hardwarematig of door een combinatie van beide, en dit alles zonder veel extra overhead. Uiteraard is dit afhankelijk van de specifieke doelstellingen van het ontwerp. Zie hoofdstuk ?? voor meer specifieke behandeling van de verscheidene problemen die zijn ontstaan tijdens dit project. De vraag rest nu nog waarom de bestaande sensoren niet voldoen aan de doelstellingen van dit project. Het antwoord op deze vraag is te vinden in de sector waar de vraag naar een comfortabelere hartslagsensor is ontstaan, nl. de muzieksector. Als men kijkt naar de hedendaagse bestaande sensoren gebaseerd op optische detectie dan bestaan er enerzijds sensoren die geplaatst worden op de vingertop en anderzijds sensoren die geplaatst worden op het oor. Uiteraard zijn deze twee locaties voor een muzikant niet haalbaar. Zonder volledig gebruik van de vingers en het gehoor is het immers heel moelijk om een muziekstuk uit te voeren. We gaan dus op zoek naar andere locaties op het lichaam waar we een correcte meting kunnen uitvoeren. Een verplaatsing naar het tweede of derde vingerkootje zou al een grote

2.3 Motivatie Van De Keuze

12

verbetering zijn, maar een verplaatsing naar de pols zou het beste resultaat zijn. Uiteraard wordt verwacht dat elke stap extra problemen met zich zal meebrengen.

ONTWERP

13

Hoofdstuk 3 Ontwerp In dit hoofdstuk worden uitgebreid de verschillende ontwerpskeuzes toegelicht en de achterliggende reden voor de gemaakte keuzes. Alvorens deze keuzes te kunnen maken is een goede definitie van de doelstelling van dit project zeer belangrijk. De verschillende keuzes die behandeld worden in dit hoofdstuk zijn keuze qua gebruikte componenten, keuze qua gebruikte schakelingen en keuze van de bouwblokken. In eerste instantie wordt dieper ingegaan op de doelstelling van dit project. Daarna wordt de basis van waaruit dit eindwerk is ontstaan toegelicht, ook wordt basisprincipe dat wordt gevolgd doorheen deze uitwerking uiteengezet. Tot slot wordt voor elke atomair element uit het ontwerpsprincipe ingegaan op de ontwerpsparameters. In dit hoofdstuk worden echter nog geen specifieke componenten gekozen, wel worden duidelijk de verschillende parameters voor de componenten afgebakend.

3.1 3.1.1

Doelstelling Algemeen

Zoals eerder gezegd is het einddoel het ontwerp van een comfortabele hartslagmeter. Specifiek voor dit ontwerp wil dat zeggen een hartslagmeter uitgevoerd in flexibele technologie die een meting kan uitvoeren op de pols met toepassing van het optisch meetprincipe, i.e. gebruik maken van led en diode (zie sectie 2.2). Uiteraard is dit einddoel niet in 1 enkele stap bereikbaar en zijn er verschillende tussenstappen die genomen zijn in een poging om dit einddoel te halen. Als uiteindelijk output van de sensor is een getalwaarde van

3.1 Doelstelling

14

de hartslag voldoende, een volledige golfvorm van de hartslag is niet vereist. Om op een gestructureerde wijze tot een eindresultaat te komen is de doelstelling in dit hoofdstuk geformuleerd als een duidelijk afgebakend stappenplan, waarbij een succesvolle afronding van elke stap voldoet als motivatie voor de volgende stap in het ontwerp. Stap 1: meting op de vingertop De eerste stap is in de belangrijkste stap. In deze stap wordt een manier gezocht om de hartslag te meten op de vingertop en deze door te zenden naar de ontvanger, namelijk de computer. Er wordt op zoek gegaan naar de verschillende nodige componenten en naar een ontwerp zodat op een betrouwbare manier de hartslag kan worden waargenomen. Het is in deze stap dat de volledige dimensionering gebeurt van het ontwerp. Het doel is het bekomen van een betrouwbare hartslag op de pc. Ook worden in deze stap de problemen en storingen die ontstaan bij een meting op de vingertop voldoende geminimaliseerd. Er wordt in deze fase nog niet ontworpen met het oog op PCB of flex, integendeel het doel is het maken van een gesoldeerde schakeling op breadboard zodat de componenten relatief eenvoudig te veranderen en aan te passen zijn. Ook zorgen we ervoor dat de led en de diode met lange draden verbonden zijn aan de schakeling zodat eenvoudig geëxperimenteerd kan worden met metingen op verschillende plaatsen. Ook wordt het doel gesteld een eerste versie van het programma te ontwerpen voor de microcontroller die moet instaan voor het meten van de hartslag en het doorzenden van deze harstlag naar de pc. Het is immers de bedoeling om in deze stap al een resultaat te bekomen op de pc. Een afdoend eindresultaat voor deze stap is dus het bekomen van een betrouwbare meting van de hartslag door middel van een zelf ontworpen hartslagmeter. De hartslagmeter moet in staat zijn om met behulp van een led/diode koppel de meting uit te voeren op de vingertop onder voldoende robuuste omstandigheden. Stap 2: meting op de pols De beschikbare en betrouwbare hartslagmeter die werd ontworpen in de vorige stap wordt nu aangepast zodat een meting mogelijk wordt ter hoogte van de pols. In deze stap zijn de doelstellingen het oplossen van de nieuwe problemen die ontstaan bij het uitvoeren van een meting op een minder voor de hand liggende locatie.

3.1 Doelstelling

15

Het aanpassen van het ontwerp naar het nieuwe principe van meting aan de hand van reflectie in plaats van meting aan de hand van transmissie en het filteren van het nuttige hartslagsignaal uit mogelijke nieuwe stoorzenders, vormt de belangrijkste doelstelling van deze stap. Een afdoend eindresultaat bij deze stap is het bekomen van een betrouwbare meting van de hartslag ter hoogte van de pols. De meting moet voldoende betrouwbaar zijn en robuust zijn om een hartslagmeting uit te voeren onder dynamische omstandigheden. Stap 3: pcb-ontwerp In de derde stap wordt de volledige schakeling omgezet naar een pcb-ontwerp. Het doel is om in deze stap te voldoen aan de vereisten van comfort en praktische toepasbaarheid, zonder af te doen aan de bekomen resultaten qua nauwkeurigheid en betrouwbaarheid van de meting. Indien de vorige stappen met succes zijn afgerond kan in deze fase geopteerd worden om een uitvoering in flex te voorzien teneinde de eis van comfort, flexibiliteit en gebruiksvriendelijkheid kracht bij te zetten. Een afdoend eindresultaat in deze stap is het ontwerp van een comfortabele hartslagmeter voor niet-medische doeleinden.

3.1.2

Specifiek

Naast de algemeen gedefiniëerde doelstelling en de vooropgestelde planning van dit afstudeerwerk zijn er nog enkele specifiekere doelstellingen die worden nagestreefd doorheen het project. Deze doelstellingen zijn steeds in de achtergrond aanwezig bij het maken van een keuze of het oplossen van een probleem. Er zal dan ook waar nodig worden verwezen naar deze doelstellingen als extra motivatie bij bepaalde gemaakte keuzes. De doelen waar speciale aandacht wordt aan besteed zijn op het gebied van precisie, flexibiliteit, omvang en stroomverbruik. Precisie Van primordiaal belang is dat de hartslag op een voldoende preciese manier wordt gemeten. Onafhankelijk van de meetlocatie, de omvang, de gekozen componenten of de uiteindelijke implementatie van het ontwerp, moet vooreerst voldaan worden aan deze eis. Er wordt dus

3.1 Doelstelling

16

voldoende tijd gestoken in het dimensioneren, analyseren en ontwerpen van de verschillende bouwblokken van de schakeling. Flexibiliteit Het ontwerp dat uiteindelijk zal bekomen worden moet flexibel genoeg zijn om de gebruksvriendelijkheid te bevorderen. In ideale omstandigheden wordt beoogd een ontwerp te bekomen dat onafhankelijk van de meetlocatie, meetomstandigheden, omgevingslicht, beweging, etc. steeds een voldoend betrouwbaar resultaat oplevert. De eis van flexibiliteit en robuustheid wordt doorheen het ontwerp inherent nageleefd door een duidelijk gestructureerde opzet van de gevolgde ontwerpprocedure. Omvang Omdat comfort steeds gepaard gaat met omvang van het volledige ontwerp is dit een factor die zeker in het oog moet worden gehouden. Er wordt dan ook geprobeerd om zo weinig mogelijk componenten en verbindingen nodig te hebben teneinde de uiteindelijk sensor zo compact mogelijk te houden. Ook gaat men op zoek naar componenten die zo klein mogelijk zijn en toch nog steeds de vereiste functionaliteit hebben om hun taak uit te voeren. Als principe van dit ontwerp wordt gekozen om zo veel mogelijk on chip te werken. Deze richting wordt gekozen om dit eindwerk voldoende te onderscheiden van de reeds bestaande technologieën die worden gebruikt in hedendaagse toepassingen. De filtering, versterking, intrepretatie en analyse van de gemeten signalen wordt dus zoveel mogelijk op de chip zelf uitgevoerd. Een beperkte omvang van het ontwerp zal dus een belangrijke vereiste zijn van het ontwerp. Stroomverbruik Stroomverbruik is een essentiële ontwerpsfactor omdat er in eerste instantie werd vooropgesteld om de sensor aan te drijven met batterijen. Om de levensduur van de batterijen zo hoog mogelijk te houden is een zo laag mogelijk stroomverbruik uiteraard aangewezen. Maar er zal echter blijken uit het ontwerp dat er geen batterijen nodig zijn omdat de verbinding van de sensor naar de pc wordt verzorgd door een usb kabel. Deze kabel kan op zijn buurt via de usb poort een spanning van ongeveer 5 volt leveren aan de sensor. Om een

3.2 Basisprincipe

17

eventuele batterij-aangestuurde uitbreiding van het ontwerp echter eenvoudig open te laten, denk aan een draadloze verbinding met de pc, wordt er toch steeds rekening gehouden met deze ontwerpsparameter.

3.2

Basisprincipe

Om een duidelijke gestructureerd ontwerp te bekomen is het nodig om eerst een duidelijk beeld te scheppen van de verschillende mogelijk uitdagingen van het ontwerp. Dit kan weergegeven worden in een bespreking van een blokdiagram dat dient als algemene leidraad doorheen het ontwerp. Om dit blokdiagram te kunnen opstellen alvorens het eigenlijke ontwerp aan te vatten, is het nodig beroep te doen op een grondige studie van enkele nuttige referenties.

3.2.1

Referenties

Als vertrekpunt van het ontwerp kunnen we ons baseren op een aantal reeds betaande ontwerpen die zijn uitgevoerd vanuit een vergelijkbaar principe. Zoals besproken in 2 kent fotoplethysmografie al een toepassing in de medische sector, meer bepaald op het gebied van oxiometrie wordt gebruik gemaakt van een led en diode koppel om de bloeddoorstroming in de vingertop te meten [5]. Een studie van deze technologieën kan dienen als een eerste aanzet tot het ontwerpen van een eigen implementatie. Hoewel een andere toepassing wordt beoogd, is het basisprincipe en ontwerp van de schakeling gelijkaardig. Omdat oxiometrie reeds sterk gecommercialiseerd is, is het emuleren van de bestaande uitvoeringen echter te complex voor toepassing in dit eindwerk. Verder onderzoek naar toepassingen van ppg die kunnen dienen als aanzet voor dit ontwerp leidt tot twee belangrijk artikels waar ppg reeds werd toegepast om een hartslag te meten. Een eerste artikel [6] beschrijft het ontwerp van een hartslagdetectie aan de hand van een meting op het voorhoofd. Het ontwerp maakt gebruik van een aantal verschillende fotodetectors en een centrale led die op een parallele wijze de veranderende lichtintensiteit meten en analyseren. In het artikel worden kort de verschillende stoorzenders opgesomd en wordt ook toegelicht op welke manier deze werden opgelost. Deze probleemstelling is een goede indicatie voor de implementatie van dit eindwerk en kan dienen als basis van het ontwerp.

3.2 Basisprincipe

18

Figuur 3.1: Blokdiagram van een harstlagmeter volgens ppg zoals geimplementeerd in [6].

Het blokdiagram beschreven in het artikel geeft aan welke onderdeling van de schakeling nodig zullen zijn om een betrouwbare meting mogelijk te maken. Men onderscheidt duidelijk het led/diode koppel gevolgd door een sample-hold constructie. Deze laatste is nodig omdat in dit ontwerp gewerkt werdt met meerdere diodes. Daarna is er ook nood aan een filtering en versterking alvorens het signaal te interpreteren aan de hand van een microcontroller. Het ontwerp voorgesteld in dit eerste artikel kan gedeeltelijk overgedragen worden conform de specificaties voor dit eindwerk. De nood aan een filter/versterkerschakeling en de implementatie van een microcontroller zullen ook in dit eindwerk ontontbeerlijk blijken. De implementatie van meerdere leds lijkt echter niet overdraagbaar. De reden hiervoor is tweeledig, vanuit praktische overwegingen lijkt het niet haalbaar om meerdere diodes te plaatsen zodat deze allen dezelfde nauwkeruigheid en meting uitvoeren op een beperkte oppervlakte zoals de vingertop. Daarnaast moet er ook rekening gehouden worden met de eis van het comfort. Het ontwerp zoals voorgesteld is niet conform de doelstelling van gebruiksgemak, flexibiliteit en omvang. De output in dit ontwerp is ook van een veel eenvoudiger aard dan deze beoogd in dit eindwerk. Zoals aangegeven in het blokdiagram is de output ontworpen om een simpel audiosignaal te genereren. In deze thesis is het echter de bedoeling om de hartslag weer te geven op een pc. Dit zal een extra eis opleggen an de microcontroller, een extra component introduceren in de schakeling en de algemene complexiteit van ons ontwerp gevoelig verhogen ten opzicht van het ontwerp voorgesteld in [6].

3.2 Basisprincipe

19

Een tweede belangrijke referentie is het ontwerp voorgesteld in [4]. Deze meer gedetaillerd uitvoering van een hartslagmeter aan de hand van het ppg principe, levert een concrete vertrekbasis voor de implementatie gevolgd in dit eindwerk. Combineren we de nuttige elementen uit de beide artikels dan kunnen we eigen blokschema en ontwerpprincipe opstellen.

Figuur 3.2: Blokdiagram van een harstlagmeter volgens ppg zoals geimplementeerd in [4].

Zoals aangegeven in het blokschema maakt dit ontwerp gebruik van een modulatiegolf om te verschillende invloeden van de stoorzenders te verminderen. Implementatie van een dergelijke modulatiegolf legt echter grote vereisten op aan de schakeling. Nood aan een micrcontroller met ADC conversie, of een extra implementatie van een hardwarematige modulatie en demodulatie schakeling zal optreden. Deze extra implementatie komt de vereisten van het eigen ontwerp uiteraard niet ten goede en wordt dan ook niet geëmuleerd. Als nuttige elementen kunnen we wel een filter en versterkerschakeling identificeren. De implementatie van de verschillende blokelementen zijn in dit artikel ook veel grondiger uitgediept.

3.2.2

Principe

Combinatie van de verschillende referenties met een grondige studie van de bestaande technologieën op gebied van microcontrollers, uart/i2c/usb conversie chips, led/diode kwaliteiten, etc. laat toe om zelf een blokdiagram op te stellen dat voldoet aan de opgelegde doelstellingen en dat toch voldoende ruimte laat tot experimenteren, manipuleren, dimensioneren en aanpassen om een betrouwbare meting mogelijk te maken. Als eerste wordt gesteld dat het ontwerp zal focussen op het gebruk van slechts 1 led

3.3 Bouwblokken Van Het Ontwerp

20

Figuur 3.3: Een eenvoudige voorstelling van het blokdiagram dat representatief is voor het gevolgde ontwerp in dit eindwerk.

diode koppel. Alhoewel eventuele uitbreidingen naar meerdere diodes altijd mogelijk is, proberen we de omvang en de complexiteit van de schakeling initieel laag te houden. Ook wordt de mogelijkheid open gehouden om de leds aan te sturen vanuit de microcontroller. Een tweede element in het ontwerp is de impelementatie van een filter en versterker. Als wederkerende elementen bij de beschouwde referenties zijn deze bouwblokken voor de eigen ontworpen schakeling ook onontbeerlijk. Vervolgens wordt het signaal geinterpreteerd aan de hand van een micrcontroller. Het kiezen van de juiste microcontroller, het programmeren en het implementeren van de microcontroller in de schakeling als geheel is waarschijnlijk de belangrijkse bouwblok van het ontwerp. Vervolgens wordt via UART of I2C het geinterpreteerde resultaat vanuit de microcontroller naar de pc gestuurd door middel van een UART/USB brug. Het uigtaande signaal van de microcontroller bevat reeds alle nodige informatie van het ritme van de hartslag.

3.3

Bouwblokken Van Het Ontwerp

In deze sectie worden de verschillende bouwblokken die nodig zijn om tot een volwaardige hartslagsensor te komen elk apart besproken. Ook worden de vereisten die opgelegd zijn aan elk deel van het ontwerp duidelijk weergegeven zodat een goede keuze kan worden gemaakt


21

voor de eigenlijke componenten. Bekijken we het blokdiagram dan zien we onmiddellijk de verschillende bouwblokken van het ontwerp. Een eerste deel is waar de werkelijke meting van de harstlag gebeurt, hier bevinden zich led en diode. Het signaal gegenereerd door de diode is uiteraard nog sterk gevoelig aan ruis en moet gefilterd en versterkt worden alvorens het kan verwerkt worden door de microcontroller. De microcontroller zelf moet over een aantal functies beschikken om het signaal adequaat te kunnen verwerken en door te sturen naar de pc. Tussen microcontroller en pc is er een conversie nodig omdat rechtstreekse aansluiting niet mogelijk is. Deze chip zal zorgen voor conversie tussen de output van de microchip (UART, IC2, etc...) en USB dat algmeen herkend wordt door een pc.

3.3.1

Lichtsensor

Uit sectie 2.2 blijkt dat de kwaliteit van de meting zal afhangen van een aantal factoren. Een eerste zijn uiteraard de optische eigenschappen van de huid en het onderliggende weefsel. Dit zijn eigenschappen die men niet rechtstreeks kan aanpassen uiteraard, maar men kan wel de kwaliteit van de sensor hierop afstellen door een goede keuze te maken van de led en de diode. Voor de led is het aangeraden een golflengte te gebruiken die voldoende geabsorbeerd wordt door het bloed en voldoende wordt doorgelaten door het andere weefsel. Naast dit alles moet er er uiteraard ook rekening gehouden worden met wat praktisch een aanvaardbare oplossing is. Bekijken we figuur of refereren we naar [7] dan kunnen we een we een onderbouwde beslissing maken voor de golflengte. Er wordt gezocht naar een golflengte die zo min mogelijk wordt geabsorbeerd door de storende weefsels, namelijk de opperste huidlagen, de vetten, de melaniden, etc... en toch een relatief aanvaardbare absorptie heeft voor de bloedstroom, of met andere woorden door het aanwezige hemoglobine in het bloed. Er kan besloten worden dat voor de lagere golflengtes de aborptie van de storende weefsels te hoog is om een goede meting te kunnen uitvoeren. Er zou te veel versterking nodig zijn om het signaal waar te nemen waardoor de signaal-ruis verhouding uiteraard te klein zou worden. Gaan we te ver in het infrarode gebied, naar de hogere golflengtes, dan zien we dat de absorptie door water een te grote stoorfactor zou worden, zeker in vergelijking met de te lage absorptie van hemoglobine in dat gebied. De optimale golflengte bevindt zich dus in het rode-infrarode gebied (men kan dit ook rigoreus waarnemen, hou je hand tussen je ogen en de zon en je merkt dat vooral het rode licht zichtbaar wordt en dus het minst geabsorbeerd wordt).


22

Figuur 3.4: Het aborptiespectrum van de verschillende weefsels en elementen in de bloedstroom.

Leggen we daarnaast de beperkingen opgelegd door technologie, met andere woorden wordt er zoveel mogelijk gebruik gemaakt van courante componenten, dan rest ons de keuze tussen een rode led, rond de 600nm, of een infrarode led, rond de 800nm. De infrarode led is de meest gebruikte in de medische sector vandaag wegens bijkomende voordelen voor bepaalde toepassingen, zie [5], maar er is echter geen nood aan die extra voordelen geleverd door gebruik van infrarode leds. Daarnaast rekening houdend met het praktische voordeel van zichtbaar rood licht is deze laatste golflengte aangeraden voor dit project. Voor de diode zijn er ook enkele beperkingen in de keuze. Er moet in eerste instantie gezocht worden naar een diode die voldoende compact is als toepassing op PCB technologie. Ondanks deze compactheid moet de diode uiteraard over de juiste optische eigenschappen beschikken qua illuminantie, dark current, etc... Maar het is vooral de afstemming op de golflengte gekozen voor de led die de belangrijkste keuzefactor is. Een juiste keuze van diode naar golflengte van de led is immers een eerste hardware filter dat een groot deel van de ruis kan opvangen. Het ontvangstspectrum van de diode werkt immers als een banddoorlaatfilter dat te lage en te hoge golflengtes van licht voldoende attenueert.

3.3.2

Filter

Alvorens het signaal te versterken is het aangeraden een filtering uit te voeren om ruisfactoren en overbodige signalen eruit te halen. Er zijn uiteraard heel complexe ontwerpen beschikbaar voor een hardwarefilter die zeer nauwkeurig een banddoorlaatfilter vormen, maar elke extra stap in nauwkeurigheid en complexiteit brengt extra componenten en dus omvang van het ontwerp met zich mee. Dit is echter een belangrijke ontwerpsparameter en er wordt dus op zoek gegaan naar een zo eenvoudig mogelijk filter dat toch voldoende


23

zijn taak vervuld. Een eerste signaal dat gefilterd moet worden zijn alle lage, bijna DC-signalen aanwezig ten gevolge van dark current, omgevingslicht, etc... Een eenvoudig hoogdoorlaatfilter opgebouwd uit een simpele weerstand en capaciteit zou hiervoor voldoende moeten zijn. Rekening houdend dat het werkelijk gemeten hartslagsignaal iet boven 50Hz zal liggen (dit is uiteraard niet het tempo van de hartslag, maar een hartslagsignaal is geen perfecte sinusgolf waardoor de frequentie uiteraard verhoogt) is het best een filter te ontwerpen met 3dB punt rond 50 Hz zodat voldoende van het hartslagsignaal nog doorgelaten wordt. Er blijven nu nog de hoogfrequente stoorzenders over die ook gefilterd moeten worden. Een probleem dat hier optreedt is dat de een van de meest courante stoorzenders, namelijk een TL-lamp, een frequentie heeft van 50Hz en dus niet hardwarematig te filteren is zonder het nodige hartslagsignaal ook te verliezen. Het is dus enkel mogelijk deze ruis te filteren met behulp van een afscherming van de meetsensor van het omgevingslicht. Op deze manier zijn er geen andere filters nodig en kan dit gedeelte van het ontwerp compact gehouden worden. Het misschien belangrijk op te merken dat hoewel dit op het eerste zicht een zeer beperkte filtering is, dit toch voldoende moet zijn voor dit ontwerp. Het is namelijk niet het einddoel om een mooie golfvorm te bekomen van het hartslagsignaal, enkel een getalwaarde. Als er dus met minimale filtering en versterking een blokvorm kan worden bekomen die dit hartslagsignaal representeert dan is dit voldoende. Wil men toch de volledige golfvorm behouden dan zal er een hoger niveau van complexiteit moetn ontworpen worden voor het gedeelte van de filters, en zijn waarchijnlijk geavanceerdere methodes zoals modulatie van het signaal, etc... aangeraden. Daarnaast rest er ons ook nog een microcontroller die op zijn beurt in staat is om een softwarematige filtering te bekomen van het signaal. Wat dus ook geimplementeerd is (zie ??).

3.3.3

Versterking

Omdat de variaties in de gemeten lichtsterkte ten gevolge van de tijdsvarieërende bloeddoorstroming in de aderen niet meteen merkbaar is met het blote oog is er een versterking nodig van dit signaal. Het is aangeraden deze versterking pas door te voeren na de filterstap om aanwezige ruis niet onnodig te versterken. Om zelfde redenen als laatst opgemerkt in de vorige sectie kan dit ontwerp relatief eenvoudig gehouden worden. Er wordt voor gezorgd dat versterker zo wordt aangestuurd dat het hartslagsignaal een blokgolf vormt met


24

pieken op het tempo van de hartslag. Ook wordt enkel de belangrijkste slag van het hart overgehouden en dus niet het slaan van de kleinere kamers (zie [?] voor een gedetailleerde beschrijving van een hartslag).

Figuur 3.5: De versterkertrap zorgt ervoor dat het hartslagsignaal wordt geconverteerd naar een nuttige blokgolf waardoor detectie envoudiger wordt.

Daarnaast wordt er gebruik gemaakt van een compacte, courant gebruikte en dus goed gedocumenteerde versterker. Aangezien er verwacht wordt dat er niet zal voldaan worden aan de vereisten van versterking met een enkele versterkerstrap en er dus een dubbele versterkerstrap zal nodig zijn wordt een verpakking gezocht die twee versterkers combineert. Het is altijd aangeraden om een dubbele versterker te gebruiken omdat men op deze manier maar 2 pinnen extra heeft (1 versterker maakt gebruik van 5 pinnen en dus in standaardverpakking van 6, terwijl een extra versterker 2 pinnen kan hergebruiken van de eerste) en toch een dubbele versterking kan uitvoeren. Op deze manier worden de ontwerpsparameters opgelegd door de doelstelling (zie 3.1.2) gerespecteerd.

3.3.4

Microcontroller

Dit is de belangrijkste bouwblok van het volledige ontwerp. Een goed doordachte keuze dringt zich dus op. De microcontroller zal de component zijn die de meeste stroom zal verbruiken, de meeste plaats zal innemen en de hoogste kost zal opleveren. Desondanks is hij wel verantwoordelijke voor de belangrijkste taken van de sensor en moet hij instaan voor het interpreteren van de blokgolf en het extraheren van de hartslag uit deze blokgolf. Het


25

timen van deze hartslag en het doorsturen van het resultaat. Om al deze funcitonaliteit uit te voeren moet de microcontroller dus over een bepaald aantal functies beschikken, nl. een manier om spanning te meten, een timer, een aantal i/o poorten, een uart module en voldoende rekencapaciteit. Verder moet hij ook voldoen aan de algemene ontwerpsparameters vooropgesteld door de doelstellingen (zie sectie 3.1.2).

Figuur 3.6: De MSP430 series van Texas Instruments is de toonaangever onder de microcontrollers met laag stroomverbruik en wordt in dit eindwerk ge¨ımplementeerd.

De spanning kan op verschillende manieren gemeten worden in een microcontroller. Een eerste methode is een volledige ADC van het bloksignaal naar de microcontroller. Op deze manier heeft men alle nodige informatie onmiddellijk beschikbaar in de MCU. Een ADC is echter een omvangrijke component met een hoog stroomverbruik en is daarom niet de eerste keuze. Een tweede manier om spanning te meten is met behulp van een externe capaciteit die opgeladen en ontladen wordt. Men meet de tijd van deze twee intervallen en men kan zo een nauwkeurige spanningsmeting doen, gesampled wanneer gewenst. Het invoegen van een externe capaciteit en de schakeling errond brengt extra complexiteit met zich mee en dus een grotere omvang van het ontwerp. Hoewel een beter keuze dan een volledige ADC is dit nog steeds niet optimaal. Een derde en beste oplossing is mogelijk door de aard van het signaal dat binnenkomt in de microcontroller. De keuze om de harstlag hardwarematig al om te zetten naar een blokgolf maakt gebruik van een comparator plausibel. Een comparator is een compacte, zuinige component die meestal standaard aanwezig is op een MCU. Als we de versterker en


26

filterschakeling zo dimensioneren dat de blokgolf van 0 V tot de voedingspanning varieert dan kan men met behulp van de comparator deze veranderingen waarnemen. Leggen we een input van de comparator aan het hartslagsignaal en de andere input aan een fractie van de voedingspanning (er bestaan MCU’s die dit intern als mogelijkheid hebben) dan kan men de hartslag eenvoudig waarnemen als een digitale 1 of een digitale 0 aan de uitgang van de comparator in de MCU. Aangezien een hartslagmeting gebaseerd is op een aantal hartslagen per minuut is de noodzaak van een timer uiteraard triviaal. De eenvoudige teller die van nul optelt en eenvoudig te resetten is bij een hartslag is voldoende om de tijd tussen twee hartslagen en dus ook de frequentie van het hart te meten. Belangrijk is hierbij wel op te merken dat de meeste MCU’s intern over geen voldoende stabiel crystal beschikken om een betrouwbare tijdsmeting te verrichten. Meestal zijn ze wel voorzien van een aansluiting voor zo’n dergelijk crystal. Als we dus gebruik willen maken van een timer zal het onvermijdbaar zijn het ontwerp uit te breiden met een betrouwbaar crystal Communicatie van een microcontroller met de buitenwereld is eerder beperkt aanwezig, denk aan uart of i2c, om integratie in een groter circuit te vereenvoudigen. Communicatie met een pc is daarom niet rechtstreeks mogelijk. om dit te omzeilen moet dus gebruik gemaakt worden van een tussenstap, namelijk een conversie van de output van de microcontroller naar USB. Aangezien een UART module over het algemeen een zuiniger en compacter alternatief is dat voldoende mogelijkheden bied voor dit ontwerp, wordt gekozen voor deze standaard om de communicatie van de MCU te verzorgen. Deze keuze wordt mede gemotiveerd door het feit dat er voldoende, goed gedocumenteerde UART/USB conversie chips beschikbaar zijn die zowel zuinig qua stroomverbruik als compact qua verpakking gefabriceerd worden. De MCU moet dus beschikken over zo’n UART module. Daarnaast is er nood aan enige programmatie op de MCU. het hartslagsignaal moet ge¨ınterpreteerd worden, omgezet worden, getimed worden enz... Er is dus nood aan opslagruimte voor enkele tijdelijke variabelen en de code. Een MCU die kan geprogrammeerd worden met een goed gekende courante programeertaal zoals C, java, C++, ... is uiteraard een groot pluspunt. Deze laatste voorwaarde is echter meestal standaard aanwezig op elke MCU en zal dus waarschijnlijk de keuze van de MCU niet significant be¨ınvloeden.


3.3.5

27

USB Conversie

Zoals gesteld bij de omschrijving van de microcontroller wordt de output van de microcontroller verzorgd door de UART module en is er dus nood aan een chip die UART kan omzetten naar USB. Chips als deze zijn veel gebruikt en zijn dus bijgevolg goed gedocumenteerd beschikbaar. Ze worden geoptimaliseerd naar omvang en functionaliteit en bieden de mogelijkheid tot prgrammatie zonder dit de verplichten. Men kan ze dus gebruiken als plug and play, maar men kan indien gewenst hun functionaliteit ook licht wijzigen. Door het grote aanbod van chips en mogelijkheid tot aanpassing van de chips individueel kan er volledige aandacht besteed worden aan de functionaliteit en de doelstellingen zonder al te veel rekening te moeten houden met de ontwerpsparameters omdat deze intrinsiek al voldaan zijn voor de meeste UART/USB conversie chips. Wordt er dan ook ook nog gekozen voor een chip met veel documentatie dan kan deze keuze geen obstakel zijn voor het ontwerp.

FASEN VAN HET ONTWERP

28

Hoofdstuk 4 Fasen van het ontwerp Het ontwerpen van de hartslagsensor is een proces dat kan worden uiteengezet in verschillende fasen. Elke fasen bakent duidelijk een bepaalde stap af binnen dit ontwerpproces. In dit hoofdstuk worden deze verschillend ontwerpstappen uitgediept omdat men op deze wijze een goed beeld krijgt van de achterliggende redenen en keuzes die gemaakt zijn tijdens het ontwerp. Er wordt geprobeerd om op een overzichtelijke en chronologische volgorde het verloop van deze thesis te schetsen. Op deze manier is niet alleen het eindresultaat duidelijk, maar belangrijker, de manier waarop dit resultaat is ontstaan. Een eerste fase was eerder een kennismaking met de verschillende componenten, zowel op een theoretisch vlak, i.e. het doornemen van alle relevante datasheets, het opfrissen van bepaalde concepten uit de elektronica, etc. In volgende fasen wordt dan voldoende geëxperimenteerd met deze componenten en wordt de schakeling systematisch aangepast en uitgbreid om zo dichter bij het einddoel te komen. Belangrijk hierbij is op te merken dat de praktische kant van de fasen zeker niet te verwaarlozen is. Er moeten namelijk steeds nieuwe ontwerpstechnieken aangeleerd en nieuwe componenten bestudeerd worden die nodig zijn om de volgende stap in de ontwerpscyclus te zetten. In elke fase wordt bijgevolg duidelijk aangetoond welke werkwijze, zowel praktisch als theoretisch, er werd gevolgd, op welke manier de conclusies en problemen uit een vorige fasen worden aangepakt, enz. Op deze manier lost elke fase op zich een voorgaande tekortkoming van de schakeling op, terwijl elke fase opnieuw een ander probleem aan het licht brengt dat in een volgende fase wordt aangepakt. Ook wordt de nadruk gelegd op de praktische kant van het ontwerp, in de mate van het mogelijke, omdat dit een belangrijk deel was van dit eindwerk dat echter moeilijker te beschrijven is in een scriptie.

4.1 Fase 1

29

Zoals al eerder aangehaald wordt bij het ontwerp vertrokken van een meting op de vingertop en worden de verschillende externe factoren van storing die optreden eerst verholpen bij een dergelijke meting. Bij een overgang naar een meting op de pols rest dan nog alleen de storingen die rechtstreeks verband houden met de meetlocatie. Op deze manier wordt het probleem meer gestructureerd en gefocussed aangepakt. Ook wordt er in dit hoofdstuk verwezen naar gevoerde experimenten om repetitie tegen te gaan. Dit houdt concreet in dat steeds een zelfde strucuur wordt gevolgd bij het testen van de schakeling in zijn huidige fase. Er wordt geëxperimenteerd onder verschillende omstandigheden. Een eerste experiment wordt altijd gevoerd op de vingertoppen. Hierbij wordt het led/diode koppel bevestigd rond de vingertop en wordt met de oscilloscoop de resulterende spanningsgolf nagegaan. Hierbij worden de resultaten vergeleken bij veel omgevingslicht, in een donkere kamer, bij trage grote bewegingen, kleine schokkende bewegingen, etc. Vervolgens wordt het led/diode koppel verplaatst naar een andere meetplaats, dit is opeenvolgend het derde vingerkootje, de handpalm en ten slotte de pols. Voor elke meetplaats wordt het resultaat nagegaan onder de verschillende meetomstandigheden. Het uitvoeren van deze testen geeft dan ook in elke fase van het ontwerp een duidelijk beeld van de nauwkeurigheid. Niet zozeer al nauwkeurigheid van het resultaat, maar zuiverheid van de resulterende spanningsgolf op de oscilloscoop. Aangezien de zuiverheid van dze golf rechtstreeks is gerelateerd aan de juistheid van het resultaat, is dit een voldoend juiste maatstaf.

4.1

Fase 1

De eerste fase van het ontwerp bestond hoofdzakelijk uit het voorontwerp van de schakeling. Er werd op zoek gegaan naar de juiste componenten en voldoende informatie hieromtrent. In deze fase werden de verschillende componenten, i.e. de led, diode, microcontroller en FTDI-chip, uitvoerig getest alvorens ze een voor een op elkaar aan te sluiten. Zoals eerder aangehaald in vorige secties 3 zijn er verschillende componenten waar in deze fase van het ontwerp mee kennisgemaakt moest worden. Uiteraard zijn de verschillende componenten verschillend van complexiteit en toepasbaarheid. Zo zal een UART/USB convertor chip veel eenvoudiger in te passen zijn als bijvoorbeeld een microcontroller. Het grootste werk van deze fase omvat het vertrouwd raken met de mogelijkheden van de microcontroller en de manier waarop deze in een schakeling zoals in deze thesis wordt vooropgesteld in te passen is.

4.1 Fase 1

30

Een tweede belangrijk deel van deze fase was het testen van het led/diode koppel. Zoals aangehaald in vorige sectie 3.3.1 is reeds een theoretische afweging gemaakt voor een keuze van de optimale golflengte van de led en bijgevolg ook van de diode (van de twee optimale golflengtes werd gekozen voor het rode licht omdat dit praktisch handiger is dan de infrarode golflengte). Het was in deze fase dan ook uitermate belangrijk na te gaan of de gekozen led en diode voldoende zijn voor het optisch meten van een hartslag. Naast het aansluiten van deze led en diode op de microcontroller, was het bijgevolg ook belangrijk na te gaan in welke mate hartslagmeting mogelijk is. Op welke locatie op de huid, via transmissie of reflectie, ... Communicatie Met communciatie wordt bedoeld de communicatie tussen de microcontroller en de pc. Er werd geopteerd om te werken met veelgebruikte technologieën omdat dit niet de focus is van het eindwerk. De keuze van een goede UART/USB convertor chip werd dan ook gemaakt op basis van de beschikbare informatie en het gebruiksgemak van implementatie. Er werd gekozen voor de FT232R USB/UART conversie chip [10]. Deze chip biedt een volledige hardwarematige implementatie om op een eenvoudige manier de communicatie te voorzien. De verschillende aansluitingschemas zijn te vinden in de datasheet [10] horende bij deze chip. Belangrijk op te merken bij de implementatie van de ftdi-chip is de keuze voor een aansturing vanuit de usb aansluiting. Aan de hand van deze voeding is een batterijgestuurde oplossing niet langer vereist zolang men geen draadloos ontwerp implementeert. Dit versoepelt een aantal van de doelstellingen opgelegd aan het ontwerp en steunt de eis van comfort. Microcontroller Voor de microcontroller werd gekozen voor een variant van de MSP430 reeks van Texas Instruments. Hiervoor kunnen verschillende redenen aangehaald worden. Ten eerste is er binnen deze reeks een enorma variatie van microcontroller, elk met hun eigen complexiteit en uitbreidingen. Op deze manier is het mogelijk om een zo eenvoudig mogelijke microcontroller te vinden die toch nog steeds voldoet aan de eisen van het ontwerp. Ook bestaat er binnen de afdeling al ruime ervaring met de MSP430 reeks waardoor een eerste kennismaking uiteraard eenvoudiger wordt. Ten laatste is het ook nog belangrijk om op te merken dat de MSP430 reeks speciaal is ontworpen voor een zuinig stroomverbruik en

4.1 Fase 1

31

dus uitermate geschikt is voor comfortabele, draagbare en batterijgestuurde ontwerpen. In deze fase van het ontwerp werd nog gezocht naar een draadloze oplossing voor het ontwerp en was deze voorwaarde belangrijk. Als we terugkijken naar de voorwaarden die we hebben opgelegd aan de MCU, zie 3.3.4, zien we dat de beste keuze voor deze toepassing wordt gevonden in de MSP430F123. Deze bevat alle nodige logica waarvan we zullen gebruik maken in de schakeling. Eerst en vooral biedt deze MCU een eenvoudige UART communicatie, daarnaast is er voldoende mogelijkheid om zelf de microcontroller te programmeren, er zijn ook voldoende input en output poorten beschikbaar en er is een comparator aanwezig die op een zuinige en efficiënte wijze kan gebruikt worden om een inkomend spanningsignaal te meten. Zoals werd uiteengezet in sectie 3.3.4 moet dit volstaan. Naast de hardwarematige eigenschappen van de gekozen MSP430F123 [11], is het ook belangrijk de nadruk te leggen op de softwarematige eigenschappen. De MSP430 is volledig te programmeren in de vertrouwde programmeertaal C en bied voldoende vrijheid om de functie van MSP volledig aan te passen aan dit specifieke project. Zolang de hardware beschikbaar is, is het volledig vrij aan de gebruiker om de functie en onderlinge interactie vast te leggen. Dit kan handig zijn indien bijvoorbeeld softwarematige manipulaties op de data moeten worden toegepast. In deze fase van het ontwerp werden echter nog geen softwarematige manipulaties uitgevoerd op de microcontroller zelf. De enige geprogrammeerde logica die op dit moment werd toegepast is deze die nodig is om de componenten van de MSP juist te initialiseren en om de data correct te ontvangen en door te sturen via UART. Voor een volledige specificatie van de ontwikkelde code wordt verwezen naar de bijlagen. Ook werd de microcontroller eerst individueel aangesloten op de FTDI-chip [10] en zo verbonden met een pc. Op deze manier is het mogelijk om eerst voldoende vertrouwd te raken met het communicatiegedeelte van de schakeling en de omzetting van UART naar USB alvorens het meer complexe deel van het ontwerp aan te pakken. Het schakelen van de microcontroller op de FTDI-chip en zo het verbinden met de pc is geen grote uitdaging omdat deze ontwerpen staan beschreven in de datasheet van de FTDI-chip. Het was dan ook relatief eenvoudig om verschillende karakters te versturen van de MCU naar de pc. Het testen van de communicatie van MCU met de pc leverde dus in deze fase geen problemen op.

4.1 Fase 1

32

Led/Diode koppel De tweede belangrijke keuze in deze fase van het ontwerp betreft de keuze van de gebruikte led en bijgevolg ook de keuze van de diode. De vereiste eigenschappen van de lichtsensor werden al uitvoerig besproken in 3.3.1. Conform deze vereisten werd gekozen voor een standaard hoge intensiteit led geschikt voor gebruik op een PCB ontwerp. Hoewel dit in deze fase nog niet zo handig is, er wordt namelijk nog geen PCB ontwerp gebruikt, wordt hier toch al geöpteerd voor een dergelijk led omdat deze nog groot genoeg zijn om met de hand te solderen op een testschakeling. Voor de diode is dit echter niet meer het geval en er wordt bijgevolg in deze fase gebruik gemaakt van een diode met grotere dimensies. Dit geeft echter nie veel problemen voor latere omzetting naar een PCB ontwerp omdat dit dan enkele een aanpassing van dimensie van de gebrukte weerstanden vraagt. Er werd uiteindelijk gekozen in deze fase voor de HSMZ-A100 [12] voor de led en de APDS9004 [13] voor de diode. De gekozen led heeft een maximale intensiteit bij een golflengte van 630 nm, zoals aangehaald in 3.3.1 is dit het beoogde rode licht. Daarnaast heeft de diode een maximale gevoeligheid rond deze zelfde golflengte. Het koppel is dus voldoende op elkaar afgestemd om een optimaal resultaat te bekomen. Met de datasheets van beide componenten beschikbaar is het aansluiten van deze twee een eenvoudige zaak. Het meten van de toepasbaarheid laat nog een belangrijke keuze over. Er werd gekozen om in deze fase eerst het led/diode koppel apart te testen met behulp van een oscilloscoop, alvorens het koppel aan te sluiten op de MCU. Op deze manier is er voldoende vrijheid bij het experimenteren, het is dan namelijk veel eenvoudiger om verschillende weerstanden, voedingspanning, meetlocatie, etc. te testen. Resultaten van deze fase wat betreft het led/diode koppel waren echter niet even positief als deze bij het testen van de MCU. Zowel bij meting op de vingertop, de verschillende vingerkootjes, de handpalm, nog op de pols werd geen resultaat waargenomen op de oscilloscoop. Enkel een ruissignaal was waarneembaar op het scherm van de oscilloscoop. Hiervoor zijn uiteraard enkele oorzaken te bedenken. Een eerste probleem bij een meting met licht is de storing van strooilicht. Het licht van de omgeving kan een storende factor zijn bij het waarnemen van een hartslag. Algemeen kan men stellen dat de meetomstandigheden niet ideaal werden gecontroleerd bij vorige meting. Een hogere graad van controle op omgevingslicht, beweging, etc. is dus nodig. Verschillende volgende experimenten bij zowel een donkere omgeving als bij een stevige

4.1 Fase 1

33

Figuur 4.1: De gesoldeerde versie van het led/diode koppel. Hoewel ruw in vorm is dit ontwerp handig in experimentele fasen van het ontwerp.

bevestiging van het contactoppervlak van de sensoren tegen de huid gaven geen significante verbetering van het resultaat. Men kan dus besluiten dat zelfs bij voldoende gecontroleerde meetomstandigheden, de hartslag niet meetbaar is ind eze fase. Conclusie Verdere analyse van het probleem leidt ons tot een andere waarchijnlijkere oorzaak van het falen van de experimenten. Aangezien de meting gebeurt volgens het optisch principe van lichtdoorlaatbaarheid bij een veranderende bloedoorvloei¨ıng kan men opmerken dat de hoeveelheid van bloeddoorvloei¨ıng in bijvoorbeel het vingertopje slechts een zeer kleine verandering van lichtintensiteit zal veroorzaken. Dit gegeven gecombineerd met het feit dat zowel de led als de diode worden gevoed met lage voedingspanning en voedingstroom ten opzichte van het ruisniveau leidt tot een waarchijnlijk verwaarloosbaar spanningsverschil dat resulteert uit een hartslag. Verwaarloosbaar ten opzicht van de het ruisniveau. Men kan dus besluiten dat de schakeling van het led/diode koppel in deze fase van het ontwerp niet voldoende zal zijn om een hartslag te meten. Het gebruik van een goede versterkerschakeling dringt zich op.

4.2 Fase 2

4.2

34

Fase 2

Zoals is gebleken uit de vorige fase van het ontwerp is het niet voldoende om simpelweg het led/diode koppel rechtstreeks aan te sluiten op de comparator van de MCU. Het gegenereerde signaal is niet voldoende sterk om te onderscheiden van de ruis. Daarom is er nood aan een versterkerschakeling. Een versterkerschakeling is echter eenvoudig en kan snel worden ge¨ımplementeerd indien men rekening houdt met enkele vereisten van de schakeling zoals aangehaald in sectie 3.3.3. Er werd gekozen voor de LM158 [14] omdat deze courant gebruikte versterker over een grote hoeveelheid documentatie beschikt en al reeds is opgenomen in verschillende voorbeeldschakelingen. Ook is hij uitermate geschikt voor de overige vereisten van de schakeling. In eerste instantie werd gekozen om een tweetrapsschakeing in te voeren omdat deze een grotere flexibiliteit meedraagt. Het is praktisch veel eenvoudiger om op een experimentele wijze naar een goede dimensionering te evolueren met behulp van een dergelijk concept. De LM158 komt standaard met twee versterkers in 1 package wat de keuze van de opamp versterkt. Het schakelen van een versterkertrap na het led/diode koppel levert onmiddellijk een verbetering van de experimentele resultaten. Op de verschillende meetlocaties is het nu mogelijk om het spanningssignaal ten gevolge van de verandering in lichtintensiteit te meten met een oscilloscoop. De spanningsniveau is nu immers duizenden malen versterkt en is volledig te onderscheiden van de ruis. Zowel op de vingertop als op de verschillende vingerkootjes is het mogelijk om een hartslagsignaal waar te nemen op de oscilloscoop. Uiteraard is het zoals al eerder gesteld niet nodig om een volledig hartslagsignaal doorheen de schakeling te evalueren, het is voldoende om de hartslagen te tellen. Het is daarom geen slecht idee om het sinusritme van de harstlag om te zetten naar een blokgolf variërend van de nulspanning tot de voedingspanning. Op deze manier is het mogelijk om later een eenvoudige piekdetectie uit te voeren met behulp van de comparator die standaard aanwezig is op de MCU. De aanwezigheid van de tweetrapsversterking komt nu extra van pas. Het blijkt dat met behulp van een goed dimensionering van de versterkerschakeling, aangepast aan het led/diode koppel, een omzetting van het harstlagsignaal naar een bloksignaal geen grote problemen met zich meebrengt. Wat wel valt op te merken is dat het spannignsniveau van de blokgolf nooit nul wordt, dit is te iwjten aan de zogenaamde dark current. Er vloeit altijd een zeker basistroom doorheen

4.3 Fase 3

35

de diode, normaal verwaarloosbaar klein. Maar omdat in onze schakeling is gewerkt met een sterke versterking om het hartslagsignaal waarneembaar te maken, is ook deze dark current mee versterkt. Om deze niet nul waarde weg te werken is het dus nodig om nog een filterschakeling in te bouwen alvorens deze aan te sluiten op de MCU. Daarnaast moet ook rekening gehouden worden met een grote hoeveelheid stoorzenders die optreden bij de metingen. Het is mogelijk om tijdens de experimenten de meetomstandigheden voldoende te controleren om deze storingen tegen te gaan, maar als we terugkijken naar de beoogde doelstellingen, dan is het einddoel dat deze hartslagmeter ook toepasbaar wordt buiten een gecontroleerde omgeving. Het zal dus nodig zijn om extra filtering toe te passen, zowel hardwarematig al softwarematig, om het gemeten signaal zuiver te houden. De schakeling in de fase geeft dus al een blokgolf die overeenkomt met een hartslagsignaal, maar nog sterk gevoelig is aan storingen. Conclusie De belangrijkste storing die kan worden waargenomen is bij beweging. Wanneer het contactoppervlak van de diode en de huid niet constant blijft, dan treedt er vanzelfsprekend een storing op. Deze zijn dankzij de grote versterking altijd groter van aard dan het eigenlijk hartslagsignaal. Dit blijkt alvast uit de experimenten gevoerd in deze fase van het ontwerp. Indien we onze doelstellingen voor deze schakeling willen bereiken zal het dus nodig zijn om deze mogelijk optredende storingen te filteren, willen we een betrouwbaar resultaat van de harstlag bekomen.

4.3

Fase 3

Het probleem zoals het is gesteld tijdns de vorige fase van het ontwerp blijkt het belangrijkste probleem te zijn dat optreedt bij het ontwerp van een optisch hartslagsensor. Daar de schakeling is ontworpen om verandering van lichtintensiteit waar te nemen en om te zetten in een blokgolf, zal bij plotse blootstelling van het fotogevoelige oppervlak van de diode aan omgevingslicht een significante storing optreden. Ten gevolge van de zeer grote versterkingstrap zal deze storing dus het volledige resultaat be¨ınvloeden. Omdat het doel is de hartslagmeting uit te voeren in niet gecontroleerde omgevingen is het niet voldoende om de sensor simpelweg af te schermen. Hierbij speelt het feit dat we op zoek gaan naar een comfortabele hartslagmeter ook een rol. Het is namelijk de bedoeling om de diode zo

4.3 Fase 3

36

stabiel mogelijk tegen de huid te plaatsen. Dit is uiteraard mogelijk door deze uitermate stevig te bevestigen, maar daarmee is het comortabele niet meer toepasbaar. Daarnaast is ook op te merken dat het perfect afschermen van het omgevingslicht het effect van beweging en verandering van het contactoppervlak van de diode met de huid niet voldoende zal zijn om dit effect weg te werken. Men kan zich namelijk inbeelden dat een plotse beweging van de huid, bijvoorbeeld een plooi of rimpel, een ongewenst effect zal hebben op het waargenomen resultaat. Er is dus nood aan een filtering zodat de invoed van het omgevingslicht en bewegingen zo veel mogelijk wordt geminimaliseerd. Als we de variatie van de frequentie van het hartslagsignaal inclusief een veiligheidsmarge experimenteel kunnen bepalen, dan kunnen we een eenvoudig banddoorlaatfilter implementeren die een groot deel van de storingen zal wegwerken. Eveneens kunnen we dan met behulp van deze banddoorlaatfilter de dark current wegwerken die werd opgemerkt tijdens experimenten uit de vorige fase van het ontwerp. Door de sensor op de vingertop te plaatsen, i.e. de locatie waar tot nu toe bij vorige experimenten het stabielste resultaat werd waargenomen, en de meetsituatie geconrtoleerd te houden, kunnen we een praktisch bereik van het hartslagsignaal bereiken. Dit is een betere manier om de banddoorlaatfilter op te stellen, zij het een omslachtiger manier, omdat een simpele theoretische benadering uiteraard niet mogelijk is. Een hartslagmeting is geen onmiddellijk piek, maar eerder een vloeiende overgang. Deze zal er voor zorgen dat het praktisch bereik van de hartslagfrequentie breder wordt uitgesmeerd over de frequentieas. Om hiermee rekening te houden wordt een praktische methode verkozen. Uit experimenten blijkt dat de frequentieband van de hartslag zich bevindt rond de 50Hz. Nu de dimensies van het filter bepaald zijn blijft de keuze op welke manier we dit filter kunnen implementeren. Er zijn verschillende standaard filterontwerpen beschikbaar die variëren in complexiteit en prestaties. Als we echter de doelstellingen van dit eindwerk opnieuw beschouwen en opmerken dat we een zo eevoudig mogelijk design willen aangezien het eindresultaat on-chip wordt beoogd, kiezen we dus voor een zeer eenvoudig ontwerp. Met gebruik van enkele capaciteiten en weerstanden kunnen we dus een filter ontwerpen dat voldoet aan de gestelde eisen. Met dit filter is het dus de bedoeling om twee doelstellingen te bereiken. Eerst en vooral willen we een duidelijke blokgolf die varieert van een minimumspanning nul tot een maximumspanning die gelijk is aan de voedingsspanning en daarnaast willen we zoveel mogelijke

4.3 Fase 3

37

storende signalen die niet binnen het frequentiedomein liggen wegfilteren uit het uiteindelijke resultaat. De eerste doelstelling wordt in de experimenten bereikt met behulp van het banddoorlaatfilter in zijn huidige vorm. De tweede doelsteling wordt niet volledig vervuld. Hoewel sommige overbodige elementen die in vorige fasen nog aanwezig waren in de output nu verdwenen zijn, worden niet alle storingen verhinderd. De voornaamste reden hiervoor is het multispectrale omgevingslicht dat ook binnen de doorlaatband van het filter storingen zal genereren. Zoals al eerder vermeld treden deze storingen vooral op bij bewegingen zodat het contactoppervlak van de led en de huid wordt verstoord. De schakeling in zijn huidige vorm is namelijk zeer gevoelig voor plotse veranderingen van lichtintensiteit. Positief aan dit filter is dat wel de hartslagen nu allemaal resulteren in een enkele piek van de blokgolf, een piek van ongeveer 100ms met een tussentijd afhankelijk van het ritme van de hartslag. De storende extra pieken ten gevolge van het samentrekken van de kleinere kamers van het hart zijn nu volledig weggefilterd uit het resultaat. Ook zijn de versterkerschakeling en filterschakeling zo gedimensioneerd dat de de flanken van de blokgolf voldoende steil zijn. Maar zoals aangehaald is de filtering niet voldoende zuiver. Als we dieper ingaan op de resultaten van de experimenten in deze fase zien we dat de beoogde blokgolf wordt verstoord door verschillende bijkomende pieken. Aangezien we voor de meting van de hartslag gebruik willen maken van de comparator en een bepaalde drempelwaarde die moet overschreden worden door de blokgolf, zullen deze storingen resulteren in extra hartslagen. Ondanks het feit dat we de filterschakeling voor de versterkerschakeling integreren, zullen toch bepaalde storingen doorgelaten en versterkt worden. De extra pieken en mogelijke uitsmering van werkelijke hartslagen kunnen dus zorgen voor een verkeerd resultaat. In de meetomstandigheden gehanteerd tijdens het testen van deze schakeling werden deze volledig uitgeschakeld, maar het ontwerpen van een hartslagmeter voor praktisch gebruik zal nog verdere aanpassingen vergen. Tot slot kunnen we nog een praktische opmerking maken bij het gebruik van het filter. Aangezien we experimenteel hebben vastgesteld dat de hartslag in de praktijk gelegen is rond de 50 Hz frequentieband, zien we meteen dat er bijna altijd storingen zullen optreden ten gevolge van het omgevingslicht indien de meting binnen gebeurd. De frequentie van een standaard TL lamp is namelijk ook net die 50Hz. Bijgevolg gaven experimenten waarbij de lichten binnen het meetlabo werden uitgeschakeld betere resultaten. Dit ondanks de aanwezigheid van daglicht.

4.4 Fase 4

38

Conclusie In de huidige toestand gaan we dus op zoek naar een manier om uit de vervormde blokgolf toch op een juiste manier de hartslag te meten. Aangezien een hardwarematige oplossing niet zal volstaan wegens de bovengenoemde redenen moeten we dus op zoek naar een softwarematige oplossing. De gebruikte MCU kan hier een oplossing bieden. Indien we hier een softwarematige filternig doorvoeren alvorens de hartslag te meten zal het resultaat uiteraard sterk verbeteren. Een volgende fase zal dus de nadruk leggen op het aansluiten van de schakeling in zijn huidige vorm op de microcontroller en de programmatie van de microcontroller.

4.4

Fase 4

Voor een volledige versie van de programmatie van de microcontroller wordt verwezen naar de bijlagen. De principes die zijn toegepast binnen het programma worden hier algemeen verduidelijkt. Het integreren van de microcontroller in de schakeling is meer dan het aansluiten van de schakeling op de juiste pinnen van de MCU. Eerst en vooral moet de microcontroller op de juiste manier ingesteld worden voor de vereiste functies, i.e. op een zo zuinig en efficiënt mogelijke manier. Daarnaast werd in vorige fase ook gesteld dat een softwarematige filtering nodig is van het signaal wil men een betrouwbare hartslag bekomen. Hoewel de microcontroller beperkt is in zijn functie tot uitvoeren van complexe programma’s moet het toch enigzins mogelijk zijn om met behulp van de aanwezige timers een vorm van filtering toe te passen. Zoals eerder al aangehaald in deze thesis wordt de spanning van het inkomend signaal in de microconroller gemeten met behulp van de comparator. Aangezien de schakeling op dergelijke wijze is gedimensioneerd zodat het hartslagsignaal in ideale omstandigheden wordt omgezet in een blokgolf, is dit een correcte methode van spanningsmeting. De programmatie van de microcontroller laat toe om de output van de comparator te gebruiken als logische variabele in het programma. Dit is al een eerste belangrijke mogelijkheid die we nodig hebben om een vorm van software filter te implementeren. Een tweede belangrijke vereiste is de aanwezigheid van een of meerdere timers. Op deze maniier kunnen we de duratie van een piek in de blokgolf nagaan en logisch vergelijken

4.4 Fase 4

39

met de verwachte lengte. Het zal dus mogelijk zijn om met behulp van deze timers de veel te korte of te lange pieken die optreden ten gevolge van verschillende storingen, weg te werken. De MSP430F123 [11] bezit standaard over een tweetal complexe timers die voldoende kunnen gemanipuleerd worden voor een filtering. Uiteraard moeten we een van de timers vrijhouden aangezien we deze globaal zullen nodig hebben om de tijd tussen twee hartslagen in te meten. In vorige fasen van het ontwerp kunnen we met behulp van experimenten de standaard vorm van een hartslagsignaal afleiden. De blokgolf die resulteert ten gevolge van een hartslag bestaat uit pieken met een duurtijd van ongeveer 100 ms. De tijd tussen de verschillende pieken is uiteraard variabel met het hartslagritme. De pieken ten gevolge van storingen daarentegen zijn niet standaard qua vorm en lengte, noch zullen ze op een regelmatig tempo optreden in de blokgolf. Met deze informatie kunnen we dan een heel eenvoudig filter samenstellen dat in eerste instantie meet of de piek die optreedt van voldoende lengte is (100 ms) en of deze piek niet te lang duurt. Uiteraard is dit laatste een minder juiste filtermethode aangezien een korte storing die volgt op een hartslag kan resulteren in een verlengde piek in de blokgolf. Bijgevolg wordt er gekozen om enkel na te gaan indien een piek van voldoende lengte is. Het is namelijk zo, dit blijkt alvast uit gebruik van de sensor en experimenten met de oscilloscoop, dat storingen in het overgrote deel van optreden resulteren in veel te korte pieken. Als we deze uit het resultaat kunnen wegfilteren dan zal de meting van de hartslag een heel stuk betrouwbaader worden. In de uiteindelijke implementatie is er gebruik gemaakt van een timer die bij een eerste verandering van de comparatoroutput, dit komt overeen met een stijging van de blokgolf, begint te tellen en die vervolgens binnen het tijdsinterval van 100 ms nagaat of de comparatoroutput hoog blijft. Indien de comparatoroutput laag wordt binnen dit tijdsinterval kunnen we besluiten dat het gaat om een te korte piek in de blokgolf en dus om een piek ten gevolge van een storig en niet ten gevolge van een hartslag. Deze simpele vorm van synchrone detectie in het tijdsdomein is de enige vorm van filtering die we kunnen toepassen omdat een softwarematige filtering binnn het frequentiedomein niet praktisch haalbaar is. De programmatie die hiervoor nodig is zou de zwaar worden voor de microcontroller. Met implementatie van het hierboven beschreven programma op de microcontroller verwachten we nu dat de resultaten zullen verbeteren tijdens de verschillende experimenten. Dit zolang de aard van de storingen niet te onvoorspelbaar is qua frequentie en vorm. Als we weer dezelfde experimenten uit vorige fasen herhalen zien we dat er een verbetering is voor stoorzenders zoals omgevingslicht en trage bewegingen, maar als we overgaan tot

4.4 Fase 4

40

stevige, korte bewegingen dan zien we dat het resultaat niet langer betrouwbaar is. Als we de blokgolf bekijken tijdens deze korte en hevige bewegingen zien we dat de blokgolf in dergelijke mate onzuiver wordt dat het niet meer mogelijk is om een nauwkeurig meting te doen. Metingen op de pols Nu de schakeling van voldoende kwaliteit is om nauwkeurige metingen te realiseren op de vingertoppen kunnen we in deze fase van het ontwerp dieper ingaan op metingen op de pols. Dit is namelijk het einddoel van het ontwerp en conclusies hieromtrent zijn dus het belangrijkst. Zoals eerder aangehaald is het niet mogelijk om op de pols te meten met behulp van het nauwkeurigere transmissie principe. Enkel reflectie is mogelijk. Daarnaast is de pols, in tegenstelling to de vingertoppen, een veel groter meetoppervlak. Er moet dus nagegaan worden op welke locatie op de pols de beste resultaten behaald worden. Zowel de plaatsing van de led, als de afstand en locatie van de diode ten opzichte van de led, moet geoptimaliseerd worden. Meting met reflectie geeft altijd een minder nauwkeurig resultaat omdat er grotere verliezen optreden. Het is dan ook aangeraden om de led en diode zo dicht mogelijk tegen een slagader te plaatsen. Verschillende experimenten rond de locatie van de led laten echter maar twee locaties over die voldoende resultaat opleveren (praktisch maar 1). Verdere experimenten omtrent de plaatsing van de diode leren ons dat een afstand van ongeveer 10mm optimaal is om een maximale resolutie te bekomen. Dit weegt echter minder zwaar door dan de optimale plaatsing van de led. Eens de optimale locatie van led en diode is gekozen kunnen we de verschillende experimenten weer uitvoeren voor een meting op de pols. Er komt nu echter een nieuwe fenomeen aan de oppervlakte. Door de plaatsing van de led is een beweging van de pols ten opzicht van de arm een enorme stoorzender op het resultaat. Men kan zich voorstellen dat een beweging van de pols zal resulteren in niet alleen een verandering van het contactoppervlak tussen de huid en het fotogevoelige oppervlak van de diode, maar ook in een interne beweging van het gewricht en bijgevolg in een verandering van de aard van de reflectie. Het resultaat van de meting zal dus sterk variëren aangezien we net steunen op het principe van reflectie om een meting uit te voeren op de pols.

4.4 Fase 4

41

Figuur 4.2: Enkel indien de diode dicht genoeg bij een van de slagaders wordt geplaatst, kan fotoplethysmografie voldoende nauwkeurigheid opleveren.

Conclusie Het is nu duidelijk dat we met een soort van paradox achterblijven. De plaatsing van de led en diode zorgt ervoor dat de meting met behulp van reflectie wordt verstoord, maar een verplaatsing van de led of diode op de pols, zodat eventueel de invloed van de beweging van de pols kan worden verminderd, zal de gevoeligheid van de schakeling sterk verminderen omdat ideaal zo dicht mogelijk tegen de slagaders moet worden gewerkt. Houden we daarnaast rekening met het feit dat korte, hevige bewegingen ook resulteren in te veel storing op het resultaat, dan wordt het langzaam duidelijk dat een meting op de pols moeilijk wordt. Een laatste mogelijkheid die nu nog overblijft, naast uiteraard het oneindig veel complexer maken van de schakeling en zo de doelstellingen uit het oog verliezen, is de schakeling zelf verbeteren. De dimensioneringen nauwkeuriger maken, componenten steviger plaat-

4.5 Fase 5

42

sen, ... Men kan namelijk inzien dat de opsteling zoals ze gebruikt is tijdens de vorige fasen, inherent storingen zal veroorzaken aangezien we, zoals uitgelegd in de eerste fasen, met zeer kleine signalen en grote versterkingen werken. Het omzetten van de robuuste, gesoldeerde schakeling, naar een meer stabieler uitgewerkte PCB schakeling kan eventueel een aantal van de storingen verminderen.

4.5

Fase 5

Voor het volledige pcb ontwerp wordt verwezen naar de bijlagen. In deze sectie worden de belangrijkste principes eruit gehaald en verduidelijkt om het ontwerp te begrijpen. Het doel van het PCB ontwerp is tweeledig. Eerst omdat we doorheen het hele ontwerp werken met zeer kleine signalen die vele malen versterkt worden en er waarchijnlijk doorheen het praktisch verloop van de thesis en het veelvuldig los en opnieuw vastsolderen van de componenten, verbindingen en pinnen zullen versleten zijn in lichte mate. Hierdoor kan er ook ruis optreden binnen de schakeling. Een tweede doel van deze fase is uiteraard het beter dimensioneren. Met de opgedane kennis en resultaten uit de vorige fasen is het mogelijk om de schakeling beter af te stellen zodat we een betere blokgolf bekomen. Daarnaast kunnen we in deze fase een andere diode testen. Het is namelijk zo dat we de diode die in eerste instantie zou worden gebruikt te klein bleek te zijn om met de hand te solderen en te testen. Om praktische redenen werd dus in vorige fasen geopteerd voor een andere diode. De diode die we nu gebruiken is beduidend kleiner en zou toch dezelfde eigenschappen moeten bezitten. We kunnen aldus nagaan of een kleinere diode en aldus een kleiner contactopppervlak met de huid, eventueel minder gevoelig is aan bewegingen en rimpels van de pols en de huid. Men kan vermoeden dat het contact constanter zal zijn bij een kleinere diode. Een belangrijk verschilpunt tussen deze fase en de vorige fasen is nu dat de led en de diode vast worden geplaatst in de schakeling. Er wordt geopteerd om geen contactoppervlakken te voorzien op het pcb om later met losse draden de led en diode te bevestigen. Dit wegens bovenstaande reden, maar ook omdat de afmetingen van de diode dit niet toelaten. Er moet dus een keuze gemaakt worden naar oriëntatie van het led/diode koppel. Omdat het einddoel van de thesis is een betrouwbare meting uit te voeren op de pols, werd gekozen om de led en de diode horizontaal te plaatsen op een afstand van 1 cm van elkaar, zoals vastgesteld in vorige fasen, de ideale afstand tussen led en diode. We zorgen ook dat er

4.5 Fase 5

43

voldoende ruimte is op het pcb rond de led en diode om goed contact met de huid te verzekeren. Ook dient opgemerkt dat de huidige versie wordt ontworpen als een eerste versie. De componenten en verschillende geleidende baantjes worden op enige afstand van elkaar gelegd, of met andere woorden, het ontwerp is nog niet geoptimaliseerd naar dimensies. Dit omdat er op deze manier nog enige ruimte blijft om aanpassingen door te voeren, metingen uit te voeren met de oscilloscoop, ... Ook is er een extra overhead qua ontwerp omdat de microcontroller programmeerbaar moet blijven in deze fase. De logica nodig om de microcontroller te programmeren is dus ook aanwezig. Tot slot werd nog niet gekozen om het ontwerp in flex uit te voeren. Hoewel dit uiteindelijk de bedoeling kan zijn om de comfortabiliteit te verhogen, brengt dit extra beperkingen en eventueel complicaties met zich mee die in deze fase van het ontwerp beter worden vermeden. Bij het testen van het bord voeren we dezelfde experimtenten uit zoals bij de vorige fasen het geval was. We focussen ons nu uiteraard meer op de pols. Als we de resultaten beschouwen van deze experimenten, i.e. de blokgolf die binnenkomt aan microcontroller, dan zien we dat er enige verbetering is opgetreden. De vraag blijft uiteraard of deze verbtering significant genoeg is om een betere hartslagmeting uit te voeren. Dit is echter niet conclusief onder alle omstandigheden. Indien de meetomstandigheden goed gecontroleerd worden, zeker naar beweging, is er een relatieve nauwkeurigheid. Bij te veel bewegingen worden de artefacten in het te analyseren signaal echter veel te groot en te talrijk dat de betrouwbaarheid van de meting niet meer voldaan is. In zijn huidige staat blijkt de schakeling voldoende nauwkeurig te werken voor metingen op de vingertop. Het volstaat om de vingertop, bij voorkeur de pink, op de het led/diode koppel te plaatsen en de hartslag wordt gemeten. Invloed van bewegingen is hierbij miniem. Wel wordt best het contact afgeschermd van het licht omdat veranderingen in het omgevingslicht eventueel kunnen worden opgevangen. Bij metingen op de pols daarentegen zien we dat de problemen blijven bestaan. Hoewel er enige verbetering is in zuiverheid van de blokgolf, is dit niet significant genoeg om betere resultaten te bekomen. Het is vooral bij beweging van de pols ten opzichte van de arm dat er te grote storingen ontstaan. De locatie van de led op de pols kan ook geen oplossing bieden aangezien in vorige experimenten is bepaald welke locatie optimaal is om een meting uit te voeren.

4.5 Fase 5

44

Figuur 4.3: Het ontwikkelde ontwerp in een eerste uitvoering op pcb.

Conclusie We kunnen dus besluiten na deze fase dat de schakeling voldoende nauwkeurig werkt voor metingen op de vingertop en eventueel op het derde vingerkootje. Deze besluiten konden we al trekken na vroegere fasen in het ontwerp. Het doel is echter om een meting uit te voeren op de pols. Nu blijkt na de experimenten in deze fase dat het echter niet mogelijk is om onder niet gecontroleerde omstandigheden een altijd even betrouwbaar resultaat te bekomen. Dit is vooral inherent het gevolg van de meetlocatie. Hoewel het mogelijk is om grotendeels de storinen uit de omgeving op te vangen en uit te schakelen, is het moeilijk om storingen ten gevolge van de bewegingen van de pols te minimaliseren. Er kan dus besloten worden na deze fase dat het ontwerp niet toelaat een meting uit te voeren op de pols.

UITBREIDINGEN

45

Hoofdstuk 5 Uitbreidingen 5.1 5.1.1

Hardware Invloed van de meetlocatie

Zoals is gebleken uit de experimenten gevoerd tijdens de verschillende fasen van het ontwerp heeft de meetlocatie waar de hartslagmeting wordt uigevoerd een significante invloed op de nauwkeurigheid van de resultaten. In een vorige sectie van deze thesis werd dan ook uitvoerig en in detail ingegaan op de resultaten die bekomen worden bij een meting op verschillende locaties op het lichaam, nl de vingertop, het 3de vingerkootje, de handpalm en de pols. Uiteraard kan men het ontwerp nog uitbreiden naar een andere locatie waar de hartslagmeting kan worden uitgevoerd. Zoals blijkt uit de experimentele fase van het ontwerp is de nauwkeurigheid niet te garanderen bij een meting op de pols onder de ontwerpsvoorwaarden opgelegd door de comforteis. Men kan dan op zoek gaan naar een comfortabele meetlocatie waar een nauwkeruige meting wel mogelijk is. De verschillende opties die nog openblijven en waar mogelijks een voldoend correcte hartslagmeting kan uitgevoerd worden onder verschillende omstandigheden, zijn de oorlel, het voorhoofd en de enkel. De oorlel brengt een stabiel meetoppervlak naar voor waar een nauwekeurige meting kan gevoerd worden. Ook is het een prakitsche haalbare locatie omdat er bij weinig tot geen toepassingen hinder van ondervonden zal worden. Nadeel aan een ontwikkeling van een ontwerp voor een meting op de oorlel is de kleine oppervlakte indien we het ontwerp volledig on-chip willen uitvoern en de moeilijkheid van de bevestiging aan de oorlel. Deze

5.1 Hardware

46

twee laatste zijn rechtstreeks in tegenstrijd met de vereisten opgelegd door de doelstellingen van het comfort. Een meting op het voorhoofd kan dan een oplossing bieden voor de moeilijkheden tot comfortabele bevestiging, maar het meetoppervlak aan het voorhoofd is veel sterker gevoelig aan storingen ten gevolge van bewegingen. Het is namelijk zo dat het fronsen van het voorhoofd mogelijks een rimpel zal veroorzaken in het contactoppervlak tussen de diode en de huid waardoor de meting verstoord wordt. Zoals is besproken in andere delen van deze thesis is dit een niet verwaarloosbare ruisfactor die een berouwbare en nauwkeurige meting bewmoeilijkt. Als derde mogelijkheid rest nog een meting op de enkel. Het behoeft niet veel uitleg dat een hartslagmeter ontworpen voor een meting op de enkel qua concept volledig gelijk zal zijn aan een ontwerp voor een polsmeting. De problemen die men zal ondervinden zullen dezelfde zijn als deze bij de pols. Bijgevolg brengt deze aanpassing dus geen wezenlijke veranderingen met zich mee.

5.1.2

Complex filter

Een belangrijke ontwerpcomponent die een significante invloed kan uitoefenen op de nauwkeurigheid van het resultaat is het geimplementeerde filter. Het filteren van het nuttig hartslagsignaal uit de sterk vervormde resulterende spanningsgolf die wordt gegenereerd aan de hand van een optische meting is de grootste uitdaging van dit ontwerp. Hardwarefilterontwerp is een al heel uitvoerig bestudeerd vakdomein in de electronica en kent een heel groot aantal verschillende toepassingen en impelementatiemogelijkheden. Voor elk ontwerp kan dus specifiek een optimaal filter worden ontworpen dat op een zo nauwkeruig mogelijke manier de filtering uitvoert. De keuze tussen de verschillende types en technologieen biedt dan ook een voldoend grote oplossingsruimte. Men moet echter steeds rekening houden met de on-chip vereiste van dit ontwerp en men kan dus niet onbegrensd de complexiteit van de verschillende bouwstenen uitbreiden zonder deze afweging te maken. Daarnaast rekening houdend met de complexiteit van het ontwerpen van een zuiver en optimaal filter, is het aangeraden dat men bij gebruik van een dergelijk complex filter best een vooraf ontworpen schakeling implementeerd. Dit leidt echter tot de benodigheid

5.1 Hardware

47

van een extra packaged component op het ontwerp wat dan ook een grote overhead qua hardware met zich meebrengt. De huidige bestaande technologieen die gebruik maken van een optisch meetprincipe hebben dan ook in het oovergrote deel van de uitvoeringen, dergelijke complexe filters geimplementeerd. Deze uitvoeringen zijn echter groot qua afmetingen en niet meer praktisch comfortabel.

5.1.3

Verschillende led/diode koppels

Als men bij gebruik van 1 led/diode koppel een onvoldoend nauwkeurig resultaat bekomt lijkt een mogelijke en sterk voor de hand liggende uitbreiding het gebruik van meerdere led/diode koppels. De afmetingen van een smd-led en diode zijn in de huidige technologieen voldoende klein om geen significante invloed uit te oefenen op de uiteindelijke afmetingen van het ontwerp. In combinatie met de gebruikte microcontroller die over voldoende input en output poorten beschikt om verschillende led/diode koppels aan te sturen, lijkt dit vanuit een technologisch perspectief een zinvolle verbetering. Het implementeren van verschillende led/diode koppels brengt het grote voordeel dat men softwarematig, aan de hand van de aansturing, op een eenvoudige wijze een geavanceerd detectiesysteem kan ontwikkelen dat aan de hand van de correlatie van de verschillende waargenomen signalen een betrouwbaar resultaat kan bekomen. De beperking van de microcontroller die meestal maar 1 ADC of comparator beschikbaar heeft kan opgelost worden aan de hand van time-differentiated slots die afwisselend de verschillende led/diode koppels samplen. Deze uitbreiding blijkt dus technologisch een zeer haalbare verbetering te kunnen zijn voor het ontwerp. De beperking ligt in dit geval dan ook niet in het technologische, maar in het praktische. Een meting op de pols is fundamenteel verschillend van een meting op de vingertop omdat er maar een beperkt aantal locaties zijn op de pols zelf waar een voldoende sterk signaal kan waargenomen worden. Zoals eerder geschetst is dit enkel voldoende nauwkeurig op 1 plek, en eventueel op een tweede locatie, zij het een sterk inferieure. Ondanks het feit dat de technologie het toelaat, legt de meetlocatie hier de beperking op aan het aanbrengen van extra led/diode koppels. Als voorbeeld van een reeds geintegreerde multi-diode oplossing voor een ppg hartslagmeter wordt verwezen naar [6]. Als men echter de dimensies van het ontwerp bekijkt dan ziet

5.1 Hardware

48

Figuur 5.1: Een implementatie met meerdere leds is moeilijk haalbaar vanuit verschillende praktische overwegingen zoals omvang en relatieve locatie van de led/diode koppels.

men dan een voerdraging naar een meting op de pols of op de vingertop niet triviaal is.

5.1.4

Methode van bevestiging

In een laatste fase van het ontwerp werd waargenomen tijdens de experimenten dat een kleine variatie van het contactoppervlak tussen de diode en de huid, aanleiding geeft tot een sterke verstoring van de gemeten hartslag. Men kan dan opteren om de bevestiging van de diode op een dergelijk wijze aan te pakken dat een verstoring van dit contactoppervlak in sterke mate verhinderd wordt. In huidige uitvoeringen van een optische hartslagmeter is de bevestigingsmethoge geimplementeerd als een klem die de led en diode stevig bevestigd tegen de huid. Daarbij valt op te merken dat dergelijke hartslagmeters een meting uitvoeren op een locatie die inherent minder gevoelig is aan sotringen, i.e. de vingertop ten opzichte van de pols. Men kan dan besluiten dat men om een voldoende stevig contact te verzekeren een stevige spanning zal nodig zijn. Dit is rechtstreeks in strijd met het hoofddoel van deze thesis, namelijk het comfort. Een ander mogelijkheid tot uitvoering van het contact tussen diode en het meetoppervak kan gevonden worden in de medische sector. Daar worden bij het meten van een elektrocardiogram, de verschillende contactpunten van het elektrisch signaal bevestigd met behulp van een soort zelfbevestigende pads. Een uitvoering van deze pads in huidige toestand is vermoedelijk niet stevig genoeg om te voldoen aan de vereisten van het ontwerp. Maar

5.1 Hardware

49

een aangepaste uitvoering kan hier een oplossing bieden voor de onnauwkeurigheid van de resultaten.

Figuur 5.2: Verschillende mogelijkheden van bevestiging kunnen het resultaat verbeteren, maar zijn niet in overeenstemming met de ontwerpsvereisten.

Een uitbreiding van bevestigingsmethode kan zeker een belangrijke onderzoeksgebeid zijn als uitbreiding omdat het net deze factor is die de grootste onnauwkeurigheden veroorzaakt. Ook kan men door een aanpassing van deze factor de andere vereisten die zijn opgelegd aan het ontwerp in zeker mate ontwijken zodat het ontwerp blijft voldoen aan de opgelegde doelstellingen.

5.1.5

Led met hogere intensiteit

De golflengte van de led is in het huidig ontwerp al geoptimaliseerd naar een een zo goed mogelijk waarneming van veranderingen in de bloedstroom. Zie hiervoor de eerste delen omtrent techonologiestudie van dit eindwerk. Uiteraard is een optimale golflengte een belangrijke ontwerpskeuze die is gemaakt bij de keuze van de led, dit naast afmeting van de led, mogelijkheden van toepasbaarheid, documentatie en ervaring met de gebruikte led, etc. Een andere parameter waarmee bij de keuze van de led in mindere mate rekening is gehouden, is de intensiteit van de led. Dit werd niet aanzien als een belangrijke ontwerpsparameter omdat dit kan opgelost worden door de versterkerstrap voldoende nauwkeurig te maken. Het kan uiteraard verder worden onderzocht wat de invloed is van de intensiteit van de gebruikte led op de nauwkeurigheid van het resultaat. Het is namelijk niet uitgesloten dat het gebruik van hogere intensiteiten de verschillende mogelijke storingen zal verminderen relatief ten opzicht van het nuttige signaal, namelijk

5.1 Hardware

50

de hartslag. Hierdoor kan het filteren van dit nuttig signaal uit het vervormde resultaat uiteraard met een veel grotere nauwkeurigheid worden uitgevoerd. Men zich hierbij de bedenking maken of dit een wezenlijk verschil zal veroorzaken bij storingen zoals ze zijn beschreven in vorige delen en die zijn geidentificeerd als de belangrijkste. Een hogere intensiteit zal inderdaad een sterker utigangsignaal veroorzaken, maar storingen die optreden aan de bron, namelijk de meting door het led/diode koppel zelf, zullen vermoedelijk met een zelfde intensitet verhogen. Een extra, zij het echter niet even belangrijk, nadeel dat kan gekoppeld worden aan het gebruik van een led met hogere intensiteit is de resulterende verhoging in het stroomverbruik. Dit is in het huidig ontwerp op de achtergrond geschoven als ontwerpsparameter, maar kan bij een draadloze uitvoering wel significant worden.

5.1.6

extra: Draadloos

Er werd al eerder aangehaald bij de omschrijving van de doelstellingen, dat een uiteindelijk uitvoering naar een draadloos ontwerp steed als een mogelijkheid in het achterhoofd moet worden gehouden. Een draadloze uitvoering brengt uiteraard een extra overhead qua hardware met zich mee. Men moet een plaats voorzien voor de batterijvoeding en een antenne en bijhorede aansturing moet ook worden voorzien. In het ontwerp werden deze voorwaarden impliciet toch in rekening gebracht door de vereisten qua afmeting, complexiteit en stroomverbruik extra te benadrukken. In de huidige uitvoering is er een verbinding via usb voorzien om de hartslag te bekomen op een computer. Het werd dan ook als logisch beschouwd om terzelfdertijd, met behulp van deze usb aansluiting, voeding te leveren voor het ontwerp. Op deze manier kon de complexiteit en het comfort verbeterd worden. Hoewel deze uitbreiding op zich geen directe invloed zal hebben op de nauwkeurigheid van het resultaat, zal ze uiteraard wel het comfort verhogen, en dus moet dit zeker gezien worden als een nuttige uitbreiding en verbtering van het ontwerp. Ondanks het feit dat deze uitbreiding steeds in het achterhoofd werd gehouden tijden shet ontwerp van de schakeling, zal een extra ontwerpsfase nodig zijn om de schakeling van batterijvoeding en van de nodige hardware voor de draadloze communicatie te voorzien. Heel belangrijk komt hierbij de praktische afweging of dit nog wel complementair is met de doelstellingen, aangezien een draadloze uitvoering een grote overhead veroorzaakt, zowel

5.2 Software

51

qua hardware als qua software.

5.2

Software

Uit vorige sectie blijkt dus dat een uitbreiding vanuit een hardwarematig standpunt vaak in strijd is met de doelstellingen van dit ontwerp. Het moet dus zeker onderzocht worden of een softwarematige uitbreiding geen verbetering kan leveren voor het ontwerp. Softwarematige uitbreidingen zijn namelijk niet in strijd met deze zelfde doelstellingen.

5.2.1

Geavanceerder softwarefilter

Het implementeren van het software filter wordt enkel beperkt door de gebruikte microcontroller. De gekozen microcontroller laat toe om in zekere maten de verschillende input signalen te interpreteren en laat toe om een beperkt aantal bewerkingen en transformaties hierop uit te voeren. Op deze manier is tijdens de ontwerpfase een eenvoudige implementatie van synchrone detectie toegepast. Dit is echter een zeer eenvoudige softwarematige filter die nog veel mogelijk laat tot uitbreiding. Er zijn verschillende reeds bestaande softwaretechnieken bestudeerd en ontwikkeld die toelaten om uit sterk verstoorde ruissignalen, een nuttige blokgolf te detecteren. Hierbij moet wel opgemerkt worden dat de blokgolf voldoende stabiel moet zijn in zijn frequentie. Zolang de hartslag dus niet te sterk varieert is het mogelijk om de nauwkeurigheid van de meting sterk te verhogen aan de hand van een dergelijke softwarematige correctie. Belangrijk hierbij is uiteraard dat de microcontroller beschikt over voloende opslagruimte en processorcapaciteit om de programmatie uit te voeren binnen een aanvaardbare tijd. Realtime transformaties naar het frequentiedomein en filtering in dit frequentiedomein zijn dus niet zonder meer te implementeren. Een tweede belangrijke factor die de complexiteit van het filterontwerp beperkt is de aanwezigheid van de benodigde timers. Voor het ontwerpen van een degelijk filter moeten verschillende tijdsfactoren immers in rekening worden gebracht. Frequentie van de hartslag, duur van een puls, tijd tussen twee opeenvolgende pulsen, verwachte tijd tot optreden van een nieuwe hartslag, etc. De vereisten voor de specificaties van de micrcontroller stijgen dus evenredig met de complexiteit van het beoogde filter.

5.2 Software

52

Figuur 5.3: Mogelijke implementatie van een Kalman filter in een fotoplethysmografische hartslagmeter.

Kalman filter Een belangrijke vermelding in deze context is de mogelijkheid tot implementatie van een Kalmanfilter. Voor een gedetailleerde studie van hoe storingen ten gevolge van bewegingen kunnen worden gereduceerd bij een ppg hartslagmeter wordt verwezen naar [9].

Figuur 5.4: Resultaten bij een implementatie van een Kalmanfilter.

Er kan opgemerkt worden dat de resultaten van een implementatie van een Kalmanfilter veelbelovend zijn, maar wel een gevoelige verhoging van de complexiteit van zowel de schaekling als geheel, maar ook van de microcontroller, vereisen.

5.2 Software

5.2.2

53

Geavanceerder microcontroller

In samengang met het implementeren van een complexere software groeit dus de nood aan een complexere microcontroller. Een microcontroller met extra timingcapaciteiten, opslagruimte, processorcapaciteit en inputpoorten zal dus gewenst zijn. Een verbetering van de microcontroller zal bijgevolg gepaard gaan met een verhoging van de afmetingen van het ontwerp, een verhoging van de stroomvereisten, ... In het huidige ontwerp was het niet nodig om het volledige analoge meetsignaal te converteren naar een digitaal spanningsignaal op de microcontroller. In zijn huidige toepassing werd geopteerd om dan ook geen microcontroller te gebruiken die beschikt over een analoog naar digitaal convertor. Een implementatie met aanwezigheid van een ADC kan uiteraard een sterke verbetering van eht resultaat teweegbrengen. Men beschikt dan immers over het volledige spanningsignaal waaruit men dan met behulp van voldoende informatie een betere filtering kan uitvoeren. Uiteraard moeten hier dezelfde afwegingen worden gemaakt als bij alle voorgaande ontwerpskeuzes. Men moet voldoende de afweging maken of het ontwerp door deze extra complexiteit van de hardware niet buiten de specificaties van het ontwerp valt.

5.2.3

Softwarematige correctie op de PC

Als laatste mogelijke uitbreiding kunnen we nog de optie vermelden waarbij de volledige analyse van het signaal softwarematig gebeurt. Aangezien het eindresultaat moet worden gecommuniceerd met een pc, is het uitaard mogelijk om de doelstelling van een volledig on-chip ontwerp te laten vallen en een ADC converter te implementeren. Vervolgens kan het digitale signaal volledig softwarematig worden geanalyseerd gebruik makende van verschillende tijsdomeingebaseerd en frequentiedomeingebaseerde filteringstechnieken. Aan de hand van deze softwarematige uitbreiding van de schakeling is het uiteraard mogelijk de kwaliteit van het resultaat gevoelig te verbeteren, maar de ontwerpspecificatie van on-chip uitvoering wordt hierbij genegeerd. Een dergelijke implementatie van het ontwerp zou dan ook het doel van dit eindwerk teniet doen.

CONCLUSIE

54

Hoofdstuk 6 Conclusie Zoals uitvoerig beschreven tijdens in de vorige hoofdstukken van dit eindwerk zijn de resultaten niet voldoende bevredigend. De redenen hiervoor zijn meervoudig en zijn uitvoerig en in detail besproken gedurende de verschillende ontwerpsfasen, er wordt dan ook verwezen naar de relevante delen van deze thesis als motivatie van de conclusies ??. Uiteraard is het belangrijk dat de juiste conclusies worden getrokken in verband met de gemaakt ontwerpskeuzes, de gevolgde ontwerplogica en de gebruikte technologie. Er werd vooraf gesteld dat het ontwerpen van een comfortabele hartslagmeter op de pols het einddoel is van deze thesis. De meetresultaten zijn echter niet voldoende betrouwbaar en nauwkeurig te bepalen om een uiteindelijk ontwerp naar voor te brengen. In eerste instantie werd de hartslagmeter ontworpen naar analogie met de bestaande technologie van een optische hartslagmeting op de vingertop [6][4]. De resultaten uit deze fase van het ontwerp zijn voldoende nauwkeurig om een uitbreiding naar andere meetlocaties en aan de hand van een andere meetprincipe te motiveren. Een meting met behulp van de reeds in de praktijk toegepaste techniek van de variatie van optische transmissie ten gevolge van een hartslag werd dan ook afdoend gereconstrueerd. Ook de extra vereisten die werden gesteld aan het ontwerp qua comfort zijn voldoende bereikt om deze motivatie te versterken 4.1 tot 4.3. Een meting met behulp van variatie in optische reflectie 2.2 ter hoogte van de vingertop gaf eveneens een nauwkeurig resultaat voor een betrouwbare harstlagmeting, mits de toevoeging van enkele controlemechanismen 4.4. Er moet wel worden opgemerkt dat de nauwkeurigheid van de meting vermindert naargelang de meetlocatie verandert van de vingertop weg. Het blijkt een complexere opgave om een nauwkeurige meting uit te voeren

CONCLUSIE

55

op het tweede en derde vingerkootje en ter hoogte van de handpalm. Als men echter de resultaten beschouwt van het ontwerp tijdens die fase 4.4, dan is er wel voldoende motivatie om een uitbreiding van het ontwerp naar de pols te implementeren 4.4. De resultaten bljken daar echter niet optimaal. De eerste en voornaamste reden van het onnauwkeurig resultaat ligt inherent aan de gestelde vereisten van het ontwerp 3.1. Er werd op zoek gegaan naar een hartslagmeter die op een betrouwbare wijze een meting kan uitvoeren op de pols. In tegenstelling tot de bestaande technologieen die zijn gefocust op een meting ter hoogte van de vingertop, is een meting op de pols een heel stuk complexer. Daar waar een meting op de vingertop praktisch eenvoudiger is door het stabielere, effener meetoppervlak dat minder onderhevig is aan storingen ten gevolge van bewegingen, is dit op de pols niet het geval 4.5. De verschillende gevoerde experimenten tijdens de ontwerpfasen laten immers duidelijk blijken dat een beweging van de pols onvermijdelijk gepaard gaat met een verandering van het meetoppervlak. Of beter een beweging van de pols veroorzaakt steeds een distorsie van het meetoppervlak en bijgevolg ook van de gemeten hartslag 4.5. Het gebruik van een optisch meetpincipe is een technologie die zeer gevoelig is aan een verandering van het meetoppervlak. Aangezien op de pols moet gebruik gemaakt worden van een meting met behulp van reflectie van het licht naar de diode, zal een verandering van het meetoppervlak uiteraard een verandering van de reflectie teweegbrengen. Daarnaast zal ook het optreden van een hartslag een verandering van de reflectie teweegbrengen. Ondanks de verschillende ge¨ımplementeerde maatregelen (filters, versterker, etc.) blijkt uit de gevoerde experimenten dat het niet mogelijk is om op betrouwbare wijze de nuttige en de storende reflectieveranderingen op een voldoend nauwkeurige wijze van elkaar te onderscheiden 4.5. Zoals bechreven in het ontwerpsproces is er een grens die optreedt bij het implementeren van verschillende methoden en maatregelen om het gestelde probleem op te lossen. Er moet namelijk steeds een afweging gemaakt worden tussen de ontwerpvereisten qua nauwkeurigheid en comfort. Het implementeren van nieuwe ideeen brengt immers altijd een vergroting van de complexiteit teweeg, en daaruit volgt onvermijdelijk een vermindering van het comfort en de mogelijkheid tot volledige on-chip implementatie van het ontwerp. Men kan opteren om meer complexere filteringsmethodes te ontwerpen, gecombineerd met extra hardware overhead om zo de nauwkeurigheid te verhogen, maar hierdoor wordt het niet meer mogelijk om het ontwerp on-chip uit te voeren. Het herzien van deze doelstelling zou een belangrijk deel van het basisidee achter dit ontwerp teniet doen 5.

CONCLUSIE

56

Op basis van het ontwerp zoals uitgewerkt in dit afstudeerwerk kunnen we concluderen dat een realistische afweging van deze doelstellingen niet mogelijk is. Omdat de belangrijkste doelstellingen, het comfort en de praktische toepassing van de hartslagmeter, niet in compromis te brengen zijn met de vereiste nauwkeurigheid besluiten we dat het praktisch niet haalbaar is om de meting in voldoende vrije omstandigheden uit te voeren. Er moet de nadruk gelegd worden op het feit dat een meting wel mogelijk is op de pols, maar dit enkel onder strikt gecontroleerde omstandigheden. Wanneer men een praktische toepassing van dit ontwerp vereist voldoet de nauwkeurigheid niet meer.

Men kan algemeen concluderen dat het principe van een fotoplethysmografische hartslagmeter betrouwbare resultaten kan opleveren op de vingertop, maar niet overdraagbaar is naar een meting op de pols omdat deze laatste meetlocatie inherent niet in overeenstemming is te brengen met het principe van fotoplethysmografie.

De afweging die is gemaakt en waaruit deze conclusies worden getrokken, is uiteraard een belangrijke afweging die een grondige argumentering en onderbouw vereist. Daarom zijn in de loop van dit ontwerp de verschillende gemaakte keuzes uitgebreid toegelicht. Daarnaast is er ook voldoende de nadruk gelegd op de haalbaarheid van verschillende mogelijke uitbreidingen en de mogelijkheid tot overeenstemming met de doelstellingen van dit ontwerp. Er wordt dan ook verwezen naar de desbetreffende hoofdstukken als argumentatie voor deze conclusies en besluittrekkingen.

CODE MICROCONTROLLER

57

Bijlage A Code Microcontroller #include "msp430.h" /****************************************************************************** * Hearbeat sensor v1.0 - Sam Matthys * * - Programma voor MSP430F123. * * * * In de huidige vorm gebeurt er een variatie op synchrone detectie met behulp* * van de timer om naast de reeds aanwezige hardware filters ook een software * * matige filter te construeren en eventuele storingen te kunnen onderscheiden* * van hartslagen. Een ledje knippert aan en uit met het ritme van de hartslag* ******************************************************************************/ void main(void) { // Stop watchdog timer WDTCTL = WDTPW + WDTHOLD; // Instellingen voor de led via P1.0 P1DIR |= 0x01; // output

// Instellingen voor de comparator CACTL1 = 0x5E; // 0.25*VCC aan een input en interrupts aanzetten CACTL2 = 0x06; // hartslagsignaal aan de ander input en filteren van de o CAPD = 0x08; // uitschakelen buffer van P2.3 om parasitaire stromen te // Instellingen voor de timer CCTL0 = CCIE;

// capture interrupt aangezet

CODE MICROCONTROLLER

58

CCR0 = 500-1; TACTL = TASSEL_1 + MC_0;

// ongeveer 30 ms (32768/(2*500) Hz) // gebaseerd op ACLK (32768 KHZ extra kristal), staat uit

// Instellingen voor UART P3SEL = 0x30; ME2 |= UTXE0 + URXE0; UCTL0 |= CHAR; UTCTL0 |= SSEL1; UBR00 = 0x0D; UBR10 = 0x00; UMCTL0 = 0x6B; UCTL0 &= ~SWRST;

// // // // // // // //

UART functie voor P3.4/5 aanzetten transmit en receive 8 bits data gebaseerd op ACLK baudrate van 2400; " " inschakelen

// initialisatie variabelen volatile unsigned int teller = 0; // hoofdlus (this is where the magic happens) for (;;) { _BIS_SR(LPM3_bits + GIE); // we gaan in low power mode met interrupts aan P1_OUT = 0x01; i=10000; do i--; while i!=0; P1_OUT = 0x00; _BIS_SR(LPM3_bits + GIE);

// wakkergeschud door comparator interrupt CACTL1 ^= 0x08; // uitzetten van comparator interrupt TACTL = TASSEL_1 + MC1; // aanzetten timer in up modus /* checken of het wel echt een hartslag is en geen storing, een hartslag * duurt gemiddeld 100 ms, terwijl een storing veel korter is, we controleren * dus periodiek of het signaal aan de comparator (CAOUT) laag blijft gedurende * een periode van ongeveer 100 ms. */

CODE MICROCONTROLLER for (int j=0 ; j<2 ; j++) { _BIS_SR(LPM3_bits + GIE);

59

// we gaan in low power mode met interrupts aan

// wakkergeschud door timer interrupt if (CAOUT) teller++; // is de comparator nog steeds laag? else break; } if (teller == 2) { P1OUT = 0x01; i = 10000; do i--; while (i != 0); } // reset voor volgende lus P1OUT = 0x00; teller = 0; TACTL = TASSEL_1 + MC_0; CACTL1 ^= 0x08;

// is het signaal laaggebleven? // aanzetten led // wacht een tijdje om knippering waar te nemen met het bl

// // // //

uitschakelen led teller opnieuw op nul uitzetten timer aanzetten van comparator interrupt

} } // interrupt routine voor de comparator #pragma vector=COMPARATORA_VECTOR __interrupt void comparator_A (void) { _BIC_SR_IRQ(LPM3_bits); // we gaan uit low power mode en terug naar de hoofdlus } // interrupt routine voor de timer #pragma vector=TIMERA0_VECTOR __interrupt void Timer_A (void) { _BIC_SR_IRQ(LPM0_bits); // we gaan uit low power mode en terug naar de hoofdlus }

VOLLEDIG ONTWERP

Bijlage B Volledig Ontwerp

60

VOLLEDIG ONTWERP

61

BIBLIOGRAFIE

62

Bibliografie [1] Electrocardiogram. Hearth Rythm Society, 1400 K ST. NW Washintong DC, 2009. http: //www.hrspatients.org/patients/heart_tests/electrocardiogram.asp. [2] Echocardiogram. Hearth Rythm Society, 1400 K ST. NW Washintong DC, 2009. http: //www.hrspatients.org/patients/heart_tests/echocardiogram.asp. [3] Fotoplethysmografie. MedicInfo, 149 Dr. Paul Janssenweg 5026 RH Tilburg, 2005. http: //www.medicinfo.nl/%7B985cabcd-2cfd-430a-bab0-acc7678e12bd%7D. [4] Charig Raymond. Photoplethysmografie. The University Of Nothingham, University Park, Nottingham NG7 2RD, 2007. http://www.wipo.int/pctdb/en/wo.jsp?wo= 2007122375&IA=GB2007001355&DISPLAY=STATUS. [5] Dr. Steven J. Barker. Oximetry. oXimetry.org, 2002. http://www.oximetry.org/. [6] Dobromir Petkov Dobrev Tatyana Dimitrova Neycheva. Photoplethysmographic Detector For Peripheral Pulse Registration. Bulgarian Academy of Sciences, 1113 Sofia, Bulgaria, 2005. [7] Phd Gregory B. Altshuler. Aborption Characteristics of Tissues as a Basis for the Optimal Wavelength Choice in Photodermatology. Palomar Medical Technologies, 2004. [8] et al. Angelo Sassaroli, Ning Liu. Near-infrared Spectroscopy for the Study of Biological Tissue. Department of Biomedical Engineering, 2003. [9] S. Seyedtabaii and L. Seyedtabaii. Kalman Filter Based Adaptive Reduction of Motion Artifact from Photoplethysmographic Signal. International Journal of Electronics, 2007. [10] Future Technology Devices International Ltd. FT232R USB UART I.C., 2005. ftdichip.com/Documents/DataSheets/DS_FT232R.pdf. [11] Texas Instruments. MSP430x12x Mixed Signal Microcontroller, 2004. datasheetcatalog.org/datasheet/texasinstruments/msp430f123.pdf.

www.

http://www.

[12] Agilent Technologies. HSMx-A10x- Surface Mount LED Indicator, 2003. http://www. datasheetcatalog.org/datasheet2/8/0i32o8w35q5yqyjzj3g10z0x7jky.pdf.

BIBLIOGRAFIE

63

[13] Agilent Technologies. Agilent APDS-9002 Miniature Surface-Mount Ambient Light Photo Sensor, 2005. http://www.datasheetcatalog.org/datasheets2/21/217923_1.pdf. [14] Texas Instruments. LM158 Dual Operational Amplifiers, 1976. datasheetcatalog.org/datasheet/texasinstruments/lm158.pdf.

http://www.

LIJST VAN FIGUREN

64

Lijst van figuren 2.1 2.2 2.3

2.4 2.5

3.1 3.2 3.3 3.4 3.5 3.6

4.1 4.2 4.3 5.1 5.2

Basisopstelling voor het meten van een ekg. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Basisopstelling voor het meten van een ecg. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Meting van de hartslag aan de hand van fotoplethysmografie. Er wordt gebruik gemaakt van een led als lichtbron en een diode om het gereflecteerde licht op te vangen. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . De AC en DC component van het geasorbeerde licht. . . . . . . . . . . . . . . . . Bestaande uitvoeringen van een hartslagmeter die gebruik maakt van het principe van fotoplethysmografie voldoen niet aan de in dit eindwerk opgelegde vereisten van comfort. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

. .

4 5

. .

7 8

. 10

Blokdiagram van een harstlagmeter volgens ppg zoals geimplementeerd in [6]. . . . Blokdiagram van een harstlagmeter volgens ppg zoals geimplementeerd in [4]. . . . Een eenvoudige voorstelling van het blokdiagram dat representatief is voor het gevolgde ontwerp in dit eindwerk. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Het aborptiespectrum van de verschillende weefsels en elementen in de bloedstroom. De versterkertrap zorgt ervoor dat het hartslagsignaal wordt geconverteerd naar een nuttige blokgolf waardoor detectie envoudiger wordt. . . . . . . . . . . . . . . . De MSP430 series van Texas Instruments is de toonaangever onder de microcontrollers met laag stroomverbruik en wordt in dit eindwerk ge¨ımplementeerd. . . . .

18 19 20 22 24 25

De gesoldeerde versie van het led/diode koppel. Hoewel ruw in vorm is dit ontwerp handig in experimentele fasen van het ontwerp. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33 Enkel indien de diode dicht genoeg bij een van de slagaders wordt geplaatst, kan fotoplethysmografie voldoende nauwkeurigheid opleveren. . . . . . . . . . . . . . . 41 Het ontwikkelde ontwerp in een eerste uitvoering op pcb. . . . . . . . . . . . . . . 44 Een implementatie met meerdere leds is moeilijk haalbaar vanuit verschillende praktische overwegingen zoals omvang en relatieve locatie van de led/diode koppels. 48 Verschillende mogelijkheden van bevestiging kunnen het resultaat verbeteren, maar zijn niet in overeenstemming met de ontwerpsvereisten. . . . . . . . . . . . . . . . 49

LIJST VAN FIGUREN 5.3 5.4

65

Mogelijke implementatie van een Kalman filter in een fotoplethysmografische hartslagmeter. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52 Resultaten bij een implementatie van een Kalmanfilter. . . . . . . . . . . . . . . . 52

LIJST VAN TABELLEN

Lijst van tabellen

66

Comfortabele Hartslagsensor voor niet-medische toepassingen

Recommend Documents