TDK dolgozat Intelligens stimulátor rendszer fejlesztése gerincvelő sérültek rehabilitációs tornájának funkcionális bővítéséhez Pázmány Péter Katolikus Egyetem Információs Technológiai Kar
Fodor András Nagy György Témavezető: Tihanyi Attila, Konzulens: Dr. Laczkó József 2011
Jelen dolgozat 2011. április 18 – 20. XXX. Jubileumi Országos Tudományos Diákköri Konferencia Informatika Tudományi Szekciójában I. helyezést és Különdíjat ért el.
2
Tartalomjegyzék 1
Tartalmi összefoglaló........................................................................................................... 5
2
Executive Summary ............................................................................................................. 6
3
Bevezetés............................................................................................................................. 8
4
Élettani kitekintés................................................................................................................ 9
5
Ingerlés hatása................................................................................................................... 12 5.1 Stimulációs paraméterek szerepe ................................................................................. 13 5.2 Előforduló technikák...................................................................................................... 17 5.3 Stimulátor fejlesztésnél figyelembevett további jellemzők .......................................... 19 5.4 A fejlesztés során figyelembe vett peremfeltételek...................................................... 22
6
5.4.1
Készülékünk specifikációja ................................................................................ 22
5.4.2
Orvostechnikai berendezések elektromos követelményei ............................... 22
Izomstimulátor felépítése ................................................................................................. 25 6.1 Izomstimulátor vázlat .................................................................................................... 26 6.2 Kimeneti áramkör tervezése ......................................................................................... 26 6.3 Elkészített prototípus .................................................................................................... 27
7
6.3.1
Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás transzformátoros megoldása......... 27
6.3.2
Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás optikai megoldása.......................... 30
6.3.3
Kimeneti áram szabályozása, PWM megvalósítása........................................... 32
6.3.4
Tápfeszültséget előállító áramkör ..................................................................... 35
6.3.5
Szöghelyzet kalibrálása...................................................................................... 37
Elkészült a stimulátor ........................................................................................................ 39 7.1 Mért és származtatott adatok jelentősége ................................................................... 40
8
Programrendszer felépítése .............................................................................................. 43 8.1 Firmeware programja.................................................................................................... 43 8.1.1
Timerek.............................................................................................................. 44
8.1.2
SD/MMC kártya ................................................................................................. 46
3
8.1.3
Adatszerkezetek és stimulációs paraméterek ................................................... 48
8.1.4
Menürendszer, és a stimulátor használata ....................................................... 53
8.2 A gyűjtött adatok kiértékelése ...................................................................................... 56 8.3 Online monitorozás ....................................................................................................... 58 9
Fejlesztési lehetőségek...................................................................................................... 59 9.1 Rövidtávú fejlesztési lehetőségek ................................................................................. 59 9.2 Távlati célok és lehetőségek.......................................................................................... 61
10
Összefoglalás ................................................................................................................. 62
11
Köszönetnyilvánítás....................................................................................................... 63
12
Irodalomjegyzék ............................................................................................................ 64
13
Melléklet........................................................................................................................ 66
4
1 Tartalmi összefoglaló Bizonyára mindenki találkozott már mozgássérültekkel, akik közúti balesetben, vízbeugrás következtében vagy munkahelyi baleset során sérültek meg. Az orvostudomány mozgásképtelen
egyre
többet
végtagokon
foglalkozik az
a
izmok
sérültek
rehabilitációjával.
elsorvadnak
és
a
A
betegek
egészségmegőrzéséhez elengedhetetlen ezek edzésben tartása. A mai mikroprocesszoros technika lehetővé teszi, hogy elektrostimuláció segítségével több izmot egymással szinkronizált módon működtessünk, és így bonyolultabb mozgásformát hozzunk létre.
Ezzel a technikával készítettünk egy
műszert, amellyel bicikliző mozgás idézhető elő, így a kondicionálás megoldható. Az egyenletes és finom mozgás kialakításához a stimuláció több paraméterét kell páciens specifikusan meghatározni. Beállítandó érték lehet az ingerlő impulzus alakja, frekvenciája, amplitúdója. A kereskedelemben kapható néhány, erre a célra kifejlesztett eszköz, de ezek nem elég rugalmasak, kifinomultak (némelyikük nem használ specifikus bemenő adatokat), nem lehet elég dinamikusan állítani az előbb felsorolt paramétereket, és emellett igen drágák. Célunk egy olyan költséghatékony eszköz kifejlesztése, amely megkönnyíti a kutatók munkáját, valamint a rendszer egyéni használatát. Az általunk készített stimulátor sokkal több lehetőséget nyújt a frekvencia, az amplitúdó és az impulzusszélesség beállítására, az egyes beállítások hatásainak visszamérésével tudjuk segíteni a finom mozgások kialakítását. Egy szöghelyzetadó segítségével határozzuk meg a csatornák időzítését, a páciensre jellemző adatokat egy memóriakártyáról lehet beolvasni. Kijelző, nyomógombok és rotary encoder segítségével valósítottuk meg az ember gép kapcsolatot. Az eszközt kiegészítettük adatgyűjtő funkciókkal is, amelyek segítségével folyamatosan nyomon tudjuk követni a betegek teljesítményét és állapotát az edzés alatt. Az adatokat az általunk fejlesztett szoftverrel elemezhetik az orvosok. Online monitorozást valósítottunk meg, amely megjeleníti az edzés aktuális jellemzőit, és a távoli számítógépes kapcsolatot is támogatja. Ezen felül a mérési eljárásokat alakítottunk ki, megalapozva a további fejlesztéseket. Nagy előny, hogy non invazív módon valósítjuk meg az ingerlést valamint az adatgyűjtést, állapotfelmérést. A rendszer rugalmassága és teljessége lehetővé teszi az önálló edzést, és a paramétereket elküldve a kezelőorvosnak, folyamatos felügyelet alatt vannak a betegek. Stimulációs és mérőrendszerünk biztonságos, a klinikai és otthoni alkalmazásban jól használható, egyszerűsíti a tudományos kutatás alapját képező adatgyűjtést, valamint technikai alapot nyújt olyan kutatásokhoz, amelyek bicikliző, vagy egyéb mozgásokat szeretnének előidézni mozgássérültek rehabilitációjának céljából.
5
2 Executive Summary Everyone surely encountered handicapped persons, who have suffered injuries in road accidents, in workplace accidents, or diving injuries. Medicine is becoming more concerned with the rehabilitation of these mentioned victims. The muscles moulder on the spastic limbs, so it is indispensable to keep them in training in order to preserve the health of the injuried people. It is resolvable with the help of electrostimulation microprocessor
to
urge
technology
the
astriction
nowadays
of
allows
the more
stimulated muscle
muscles. to
operate
The in
synchcronization with each other, so it is possible to establish a more complicated form of exercises. We have created a device with this technology, which can induce a cyclical move, hereby the conditioning is resolvable. To create the steady and smooth movement, we have to define specifically the multiparameters of the stimulation. During the setting process, the determinative values can be the pulse width, the frequency, and the amplitude. There are a few commercially available, dedicated devices, but they are not sufficiently flexible, sophisticated (some of them do not use the specific input datas), and may not be enough to dinamically adjust the parameters listed above, and are also very expensive. Our main goal is to develop and create a cost effective tool, that facilitates the work of doctors, researchers, and the individual use of the system. The stimulator made by us offers a lot more opportunity in order to adjust the frequency, the amplitude, and the impulse width, and we can help the performance of the fine movements with the back measuring of the impacts related to the certain adjustments.With the help of a rotary encoder we define the timing of the channels, and the patient specific informations can be read from a memory card. The human machine interface can be established by the display, the push buttons, and a rotary encoder. The device is completed with data acquisiton capabilities, which help to keep track of the patient’s status and performance during the training. These are the following measured datas: workout time, current speed, average speed, the travelled distance, and the finished work. From these resulted datas we can the additional attributes can be derived, and these are related to the further trainings. Besides the parameters of the training it is also very important to monitor the condition of certain patients. We can register the pulse and the blood pressure. The doctors can analyze the datas with the help of the software developed by us. Online monitoring has been carried out, which displays the actual characteristics of the training, and also supports the connection to a remote computer. In addition, we have developed measurement procedures, laying the foundations of further improvements. It is a great advantage, that we realize the stimulation, the data collection, and the status tacheomatry in a non invasive way. The flexibility and the completeness of this system allows the self dependent training, and the parameters had been sent to the
6
therapist, the patients are got under a constant supervision. Thus we can do a huge unbordening from the shoulders of the disabled persons, and their relatives, because they do not need to travel into a rehabilitation institute every other week, and spend there a few days. Our stimulation and measurement system is secure, can be used efficiently in home and clinical usage, simplifies the data collection which is needed to scientific research, serves as a technical base for such researches, which have the determinated goal, to induce the cycling or other movements in order that the disabled persons have a succesfull and clear rehabilitation.
7
3 Bevezetés Az orvostudomány egyre többet foglalkozik gerincsérültek rehabilitációjával, ami magában foglalja motoros funkcióik helyreállítását, karbantartását, romlásának megakadályozását. A mozgásképtelenség kompenzálására egy ígéretes alternatíva, az
izmok
közvetlen
elektrostimulációt
funkcionális
(FES)
elektromos
elterjedten
ingerlése.
alkalmazzák
egyszerű
A
funkcionális és
összetett
mozgásformák létrehozásához. A világon léteznek már FES-t lehetővé tevő eszközök, de ezek nem elég kifinomultak, és hiányoznak belőlük olyan tulajdonságok, amelyek rendkívül hasznosak lennének a kutatóknak. Szabályozási elveket, algoritmusokat már hazánkban is terveztek gerincsérültek izomingerléssel segített rehabilitációjához [1]. A komplex matematikai-biológiai szabályozási módszerek alkalmazásához is szükségesek az elektromos izomstimulációt lehetővé tevő modern, szabályozható mérnöki termékek. A jelen dolgozat célkitűzése, gerincsérültek rehabilitációjának céljából kifejlesztett elektromos izomstimulátor tervezése, megépítése és fejlesztése, valamint olyan non invazív mérések kialakításában való részvétel, amelyek elősegítik az otthoni és klinikai alkalmazásokat. Elérjük azt, hogy bizonyos idegrendszeri funkciók működése nélkül képes legyen a páciens egy speciális ergométert hajtani, önerőből, külső ingerlés hatására. Az eszköznek számos jótékony hatása van. Az aktív izommozgás és rendszeres edzés által az izmok nem sorvadnak el, csökken az izommerevség, az izomerő, az izom kitartása növekszik, hosszabb ideig terhelhető, javul a keringés és a betegek komfortérzete is jelentősen nő. Az edzést ergométeren végezi a beteg, így akár otthoni alkalmazás is megvalósítható. Ezt segíti elő a komplex mérőrendszer fejlesztése is. A rendszer folyamatosan monitorozza a mozgássérült, így az egészségi állapotának fejlődését nyomon tudjuk követni. A dolgozat feltárja a megvalósítás folyamatát. Szabványok elemzését, különböző
áramkörök
szimulációját,
megvalósítását,
tesztelését,
a
szoftver
felépítését, mérési eredményeket, a működés biológiai magyarázatát, megalapozott továbbfejlesztési terveket.
8
4 Élettani kitekintés Ahhoz, hogy egy jól működő, és igazán hatékony műszert építsünk, a tényleges tervezés előtt tanulmányelemzést végeztünk, és kutattunk különböző eszközök után, amelyek invazív és non- invazív FES stimulációt alkalmaznak. Fontos volt továbbá, hogy a biológiai folyamatokat megértsük, és tájékozódjunk a beavatkozás következményeiről. A motoros rendszerek feladata a mozgások megtervezése és kivitelezése, valamint a mozgásban résztvevő izmok, izomcsoportok kontrakciós állapotának szabályozása. Két fontos rendszere van az emberi mozgás kialakításának, a motoros kéreg és a kisagy, de rengeteg központ van még, ami vezérli a folyamatokat. Számunkra most az elsődleges mozgatókéreg (primary motor cortex) a legfontosabb, ezért csak ezt fogjuk részletezni. Ez a rendszer a homloklebenyben található közvetlenül a sulcus centralis előtt, a precentral gyrus mentén. A legtöbb innen kiinduló idegpálya átkereszteződik az agytörzsben, és az ellenkező oldali izmokat ingerli. Tehát a jobb lábat a bal agyféltekén található motor cortex vezérli. Az agyvelő különböző területeiről eredő és a gerincvelő szürkeállományában végződő idegrostok leszálló pályákat alkotnak. Az akaratlagos mozgást az úgynevezett piramispálya közvetíti, de ennek eredése nem teljesen a kérgi terület, hanem 4. Bordmann-régió, a 6. régió, valamint az érzőkéreg egy kis darabja is ennek részét képezi. [2] A mozgás kezdeményezése a piramissejtekből indul, és a beidegzett testrészekhez közelebb lévő mozgató sejtekbe jut, amelyek az agytörzsben vagy a gerincvelőben lehetnek. A kéregből közvetlenül a gerincvelőbe vezet a tractus corticospinalis, amely nagy része a nyúlt velő alsó-elülső részében átkereszteződik, és a fehérállomány oldalsó kötegében halad lefelé, amíg a szürkeállomány hátsó szarvában, vagy az intermedier állományában lévő interneuronokon keresztül el nem jut az alsó motoneuronokig. Így már érzékelhetjük, hogy ennek a bonyolult és összetett rendszernek a sérülése milyen katasztrofális következményeket vonhat maga után. A leszálló pálya léziója esetén az ingerület nem tud eljutni az alsó motoneuronokig, ezáltal az izmok aktivitása megszűnik, az izomtónus csökken, és nem tud célirányosan mozogni a sérült. A válasz arra, hogy miért nem a rendszer felsőbb szintjén szeretnénk megoldani a stimulációt az, hogy hiába tudnánk aktivizálni a megfelelő agyi területeket, ha az ingerület nem jutna el a gerincvelői szakadás miatt a perifériákra, valamint ahogy említettem a mozgás kialakításában több specifikus agyterület vesz részt. Ezért alsóbb szinten kell a stimulációt megvalósítani. Magyarországon évente több mint 400 ember szenved gerincvelő-sérüléssel járó balesetet, számuk folyamatosan nő. Mindannyian látunk naponta és talán a
9
környezetünkben is akadnak olyan emberek, akik ilyen sérüléseket szenvedtek. Általában nagy ütés a kiváltó ok, leggyakrabban közúti, munkahelyi balesetek, vízbeugrások. Részleges bénulás jelenhet meg például stroke esetén, ez azonban nem gerincsérülés. A gerincsérülteknek két nagy csoportja van, a tetraplégek és praplégek. A csoportokba sorolást a sérülés lokalitása alapján végezzük. A tetraplégek az alsó és a felső végtagok mozgatására sem képesek, valamint az érző funkcióik is kiesnek. Ezek a tüneteket a gerincvelő felső részén (nyaki csigolyáknál) történő sérüléskor jelennek meg. Paraplégeknél a felső végtagok funkciói épek maradnak, viszont az alsó végtagok mozgásra képtelenek és nem is éreznek velük. A gerincvelő-sérültek 45%-a paraplég. Minél magasabban történik a trauma, a test annál nagyobb része, annál több szerve fog rendellenesen működni. A gerincet négy nagyobb szakaszra szoktuk bontani: nyaki (cervikális), háti (torakális), ágyéki (lumbális), keresztcsonti (pelvikális).(4.1. ábra) A cervikális felső szakaszának sérülése esetén a kéz mozgatása többnyire lehetetlen, alsó szakasz esetén a beteg képes a kart mozgatni, de a kézfej és az újjak ügyetlenebbek. A torakális és az alatti rész sérülése esetén már nem beszélünk tetraplégiáról, mert a kéz funkciói épek maradnak, viszont a láb, mozgató és érzékelő működései elvesznek.
4.1. ábra Gerinc szakaszai [3]
10
A harántcsíkolt izmok idegimpulzusokra húzódnak össze és a tónusuk is ezek beérkezésétől függ. A mozgató ideg az izomhason a perimysiumban fonatot képez, ez a terület meglehetősen kicsi. Egy-egy gerincvelői vagy agytörzsi mozgató idegsejt egyetlen idegrostot küld az izomrostokhoz, ami az izmon belül elágazódik, és több izomroston végződik mozgató véglemezzel. Az egy mozgató idegsejt által ingerelt izomrostok egyszerre húzódnak össze. Ezek száma 4-től 500-ig terjedhet (az alsó végtag esetén ez a szám az 500-hoz közelít). Egy mozgató idegsejtet az általa ellátott összes izomrosttal együtt egy motoros egységnek nevezzük. A stimuláció során ezeket a motoros egységeket szeretnénk aktivizálni, ezáltal az izmot kontrahálni. Meg kell érteni azt is, hogy az elektromos ingerlés hatására mik játszódnak le a szervezetben helyi szinten, az ingerlés közelében. Elektromos áram hatására az ideg-izomsejtben létrejövő funkcionális változásokat fogom röviden ismertetni.
11
5 Ingerlés hatása Az idegsejtek helyes működéséhez elengedhetetlen elemek a Na+, Cl-, K+. Ezek az elemek alakítják ki a membránpotenciált. Az intracelluláris térben a K+, az extracelluláris térben a Na+ koncentráció nagyobb. A K+ ionok kisebbek ezért sokkal könnyebben tudnak diffundálni a sejtmembránon keresztül. Azt, hogy mennyire könnyen tudnak átjutni a sejtmembránon, a permeabilitással tudjuk jellemezni (a K+ permeabilitása 10-szer nagyobb, mint a Na+-é). A nyugalmi membránpotenciált ezeknek az ionoknak a koncentráció különbsége alakítja ki, és ezt számszerűleg a Hodgkin-Katz-Goldman egyenlet adja meg.
P: permeabilitás, c: koncentráció A nyugalmi potenciál -75mV, ennek fenntartásában az ioncsatornák segítségével történik. Ezeknek a csatornáknak a sejten belüli ingerület kialakításában is óriási szerepük van. A legfontosabb a feszültségvezérelt nátrium csatorna, amely potenciálváltozás hatására kinyit. A stimuláció során ezekre a csatornákra hatunk. Az ingerléssel
szeretnénk
akciós
potenciálokat
előidézni
az
izmokat
irányító
idegsejtekben. Az idegsejtet érő stimulus hatására a membránpotenciál megváltozik, elkezd pozitív irányba eltolódni. Ha a külső inger hatására a belső potenciál nem nő meg eléggé (nem éri el a küszöb szintet), akkor nem történik semmi (csak érzékenyebbé válik a sejt), nem váltódik ki az akciós potenciál. Amennyiben a feszültség elér egy küszöböt, akkor megnyílnak a feszültségvezérelt Na+ csatornák, azaz a Na+ ionok elkezdenek a sejt belsejébe áramlani. Ezáltal a membránpotenciál tovább emelkedik, amely újabb ioncsatornák megnyitását eredményezi. Így egy lavinaszerű öngerjesztő folyamat indul be, körülbelül 1ms alatt +40mV-ra növelve a membránpotenciált. (5.1. ábra) A kialakuló feszültség elektromosan tovaterjed a sejt axonján, ezáltal létrejön az információtovábbítás. A jelenséget nem lehet a végtelenségig folytatni, ezért rövid időn belül vissza kell állítani az eredeti állapotot. A reprodukáló folyamatot segítik elő a szintén feszültségfüggő K+ csatornák, amelyek körülbelül -30mV-nál nyitnak ki. Ezeken keresztül a K+ elkezd kifelé áramlani a sejtből, és negatív irányba próbálja eltolni a membránpotenciált. Rövid időn belül a nyugalmi potenciál alá esik a feszültség, azaz hiperpolarizáció történik, de a K+ csatornák záródása után az egyensúlyi állapot újra beáll a K+/Na+ pumpák segítségével, amelyek az ATP-ben
12
tárolt energiát használják. Idővel az ionok koncentrációja is helyreáll, és újra ingerelhetővé válik a sejt.
5.1. ábra Sejten belüli potenciálváltozás stimuláció esetén [4]
5.1 Stimulációs paraméterek szerepe A Genesis program egy olyan szoftver, amely segítségével modellezni lehet idegsejteket, rendszereket és azok viselkedését különböző ingerlések hatására.[23] Röviden ismertetem, hogy milyen hatásokat váltanak ki az eltérő stimulációk az egyes neuronokban. Ezáltal látható, hogy mennyire fontos az egyes paraméterek finom pontos állíthatósága és időzítése. Mint már említettem az áram injekció akciós potenciált (AP) hoz létre az idegsejtben, ami végig terjed a sejt axonján, majd az axonterminálison keresztül kontrakcióra készteti az izomszövetet. Ha az ingerlés mértéke nem éri el a küszöbszintet, akkor nem alakul ki AP. (5.2. ábra) De abban a pillanatban, hogy átlépjük a küszöböt az amplitúdóval, AP keletkezik.
13
5.2. ábra Membránpotenciál változása küszöb alatti ingerlő impulzus esetén
Rövid ingerlő pulzus esetében egy AP keletkezik. Ha hosszú ideig injektáljuk az áramot, akkor nem csak egy, hanem egy egész AP sorozat generálódik a sejtben. (5.3. ábra) Ezt a jelenséget látjuk az alábbi szimulációban.
14
5.3. ábra Nagy illetve kis impulzus szélességű ingerlés hatása
Nem csak pozitív, hanem negatív impulzus esetén is kialakul AP. (5.4. ábra) A potenciálokat az extracellurális feszültségszinthez képest alakítjuk ki. Ez azért nagyon fontos tulajdonság, mert ha csak egy fajta polaritással ingerlünk, akkor a szövetkárosító hatás, mint a bipoláris esetben.. További pozitívum az unipolárissal szemben
az,
hogy
az
elektróda
kevésbé
korrodálódik,
alacsonyabb
a
küszöbfeszültség és nem keletkezik hidrátburok.
15
5.4. ábra Bipoláris ingerlés hatása
Figyelembe kell venni az ún. refrakter periódust, ami azt jelenti, hogy rövid időintervallumon belül nem lehet többször AP-t kiváltani. Ez két dologból adódhat. A Na+ csatornák inaktivációból való visszatérése még nem fejeződött be, vagy emelkedett K+ konduktancia tapasztalható, ami miatt nehéz olyan Na+ áramot produkálni, ami meghaladja a kifelé irányuló K+ áram nagyságát. (5.5. ábra) Ezért nem érdemes túl nagy frekvenciával ingerelni. Ilyen esetben a stimuláció nem lesz hatékonyabb, viszont a nagy áram injekció rossz hatással lehet a sejtekre.
16
5.5. ábra Nagy frekvenciás ingerlés hatása
5.2 Előforduló technikák Az előzőekben tárgyat elvek felhasználásával napjainkban már sok különböző FES alapú stimulátor kapható. Ez a technika rendkívül elterjedt, például a tv shop műsorokban szereplő izomfejlesztő eszközök is ilyen elven működnek. Bár ezeknek a teljesítménye nem elegendő, és ami még fontosabb, a stimuláció egy előre definiált, felprogramozott, időfüggő ingerlés. Tehát nem mondhatók intelligens eszközöknek, mert mindig ugyanúgy működnek és a környezet változására nem reagálnak.
17
Egy jóval szűkebb réteget képviselnek a környezet változására reagáló rendszerek. Ilyenekkel már létre lehet hozni bicikliző mozgást és használják is őket hasonló célokra. A stimuláció nem időfüggő, hanem a pedál szöghelyzetétől függ. Előre be tudjuk állítani az adott szöghelyzetre jellemző stimulációt, és annak megfelelően ingerlődnek az izmok. Ezek a rendszerek már egész jól alkalmazhatók, viszont az áruk rendkívül magas és a kutató célokhoz nem elég kifinomultak. Az egyetemen dolgozó professzoroktól és doktoranduszoktól segítséget kaptunk a specifikáció kialakításában. A tényleges tervezés előtt tanulmányelemzést végeztünk, és különböző eszközök után kutattunk. Csak néhányat említenénk meg, amelyeknek a működése és paraméterei hasonlítanak a miénkhez. RehaStim (Hasomed): •
4 vagy 8 csatorna
•
bipoláris kimenet
•
126mA áramerősség
•
20-500us impulzus szélesség
•
2us kapcsolási idő
•
akkumulátoros
•
6 csatorna
•
bipoláris kimenet
•
140mA áramerősség
•
akkumulátoros
RT300-SL:
Találtunk olyan cikket is, amely egy invazív megoldást ismertet meg az olvasóval. Patkányok izmait ingerlik beépített elektródákkal. [9] Ez követelményeiben, és kialakításában különbözik a miénktől, mégis rengeteg hasznos információt gyűjthettünk. Mivel beültetett rendszer, ezért nagyon alacsony fogyasztású, ami a mi esetünkben is előnyös. Nem annyira szigorúak a kritériumok, de mi is a gazdaságos üzemmódot céloztuk meg. Ők egy PIC16C54 típusú mikrokontrollerrel oldották meg a vezérlést és a feldolgozást. A nagyobb számítási komplexitás miatt mi egy nagyobb teljesítményű PIC-et alkalmaztunk. A jelalakok előállítását MOSFET kapukkal oldották meg, ami hasonlít a mi ötletünkhöz. A tápfeszültséget egy MAX630 táp ICvel állították elő, és a kimeneti teljesítmény fokozatos állíthatósága érdekében feszültségosztó elemeket is építettek köré. Ez egy igen jó megoldás, de nem elég precíz. Ahhoz, hogy az ő megoldásukkal a 0-130mA-es tartományt 1mA-es lépésközzel tudjuk állítani, egy elég nagy áramkört kellene építeni. Kis kapacitásokat és nagy ellenállásokat alkalmaztak az alacsony fogyasztás miatt. A stimulációs
18
mintázat náluk jóval egyszerűbb. Napi 100-300 kontrakciót idéznek elő, ami 24 óra alatt nem túl sok ezért az ingerlések között kikapcsolják a stimulátort, az alacsony fogyasztás miatt. Nagy hangsúlyt fektettek a szigetelésre, az elektródák korróziójára, az elemek típusára, a toxicitás miatt. Ezekre nekünk nem kellett ennyire figyelni, mert a mi eszközünk nem invazív. Az alábbi paramétereket alkalmazták a cikk írói.[9] •
1 csatorna
•
bipoláris kimenet
•
alacsony teljesítményű alkatrészek
•
elemes feszültségforrás
•
100Hz-es frekvencia
•
100-300 kontrakció naponta
•
8 lehetséges kimeneti teljesítmény
•
maximális áramerősség 20mA
Az említett tanulmány sok érdekes, használható ötletet vetett fel, és segített a helyes kimeneti áramkör kialakításban.
5.3 Stimulátor fejlesztésnél figyelembevett további jellemzők Fontos tudnunk, hogy az izom nem az ingerlés pillanatában reagál, hanem van némi késleltetés az idegnél és az izomnál is. Ezt a késleltetést tudjuk meghatározni a harántcsíkolt izom chronaxia idejével, ami 0.1-1ms-ig terjedhet. A chronaxia idő a hosszú idejű impulzusnál meghatározott ingerküszöb kétszeresével történő ingerléskor a válasz kiváltásához szükséges időtartam. Ezért amikor a meghatározott stimulációs mintázatot ki akarjuk vezérelni, akkor az izom késleltetés idejével hamarabb kell az adott csatornát aktivizálni. A probléma megoldásához egy előrebecslő algoritmust használunk. A szögsebesség figyelembevételével történik a predikció, úgy hogy a stimuláció a megfelelő pillanatban fejtse ki hatását. A 5.6. ábrán látható a pillanatnyi szöghelyzet, és az előre jelzett szög grafikonja. Megfigyelhető, hogy a becslés jól működik.
19
5.6. ábra Valós és az előrejelzett szöghelyzet
A bifázisos jel jobb, mint a monofázisos, mert a rostokba történő áram injekció kétirányú. A folyamatos töltéskiegyenlítéssel elkerüljük a szövetek elektrolízisét, így kisebb a károsító hatás. A frekvencia értékével az izom fáradását tudjuk befolyásolni. Minél nagyobb a frekvencia, annál hamarabb elfárad a lába a betegeknek. (5.7. ábra) Az általános értékek 20-30Hz között szoktak lenni.[5][6][18] Nálunk ennél jóval nagyobb a felső határ, ez a további orvosi kísérleteket támogatja.
5.7. ábra Izomerő az idő függvényében a stimulációs frekvenciáknak megfelelően [7]
Bemutattuk, hogy mennyire fontos a paraméterek pontos meghatározása, valamint azoknak a finom hangolhatósága. [25]
Ezek a tulajdonságok a mi
eszközünkben gyorsan, egyszerűen és hatékonyan állíthatók.
20
A mi eszközünk jóval rugalmasabb a piacon kaphatóknál. A stimuláció nem időfüggő, hanem a környezetnek megfelelően dinamikusan változik. Szöghelyzet függő az ingerlés, azzal továbbfejlesztve, hogy figyelembe vesszük az izom reakcióidejét. Ez azt jelenti, hogy a reakcióidővel hamarabb kell kiadni az ingerlést, ahhoz, hogy a megfelelő pillanatban váltsuk ki a kívánt hatást. Ehhez lineáris predikciót használunk. Az izmok (quadriceps, hamstring) stimulálásának egy lehetséges sorrendjét, erősségét, ütemezését Dr. Laczkó József és Pilissy Tamás állapította meg. (5.8. ábra) Egészséges emberek EMG-s vizsgálatából származó adatok elemzésével határozták meg a számunkra fontos információkat. [26] [8] Az alábbi ábra szemlélteti az egyes kimenetek, és az azokhoz tartozó izmok aktivitását.
5.8. ábra Izom stimuláció a pedál állásának függvényében [8][17]
További újítás a paraméterek precíz állíthatósága, amely elősegíti az újabb kutatásokat a stimulációs mintázatok kialakításában. Valamint sokkal finomabb és precízebb mozgásokat tudunk létrehozni. Nagyon fontos még, hogy a páciens specifikus edzés paramétereket egy SD kártyáról tudjuk beolvasni, amely biztosítja, hogy minden betegnek különböző edzésprogramot tudjunk kialakítani.
21
5.4 A fejlesztés során figyelembe vett peremfeltételek Pontos, jól definiált értékeket, peremfeltételeket kell felállítanunk, az eszköz elemeinek kiválasztásához. Tudnunk kell, milyen frekvencián, kitöltési tényezővel kell stimulálni, mekkora áramok fognak áthaladni az alkatrészeken, milyen gyors kapcsolási idővel szeretnénk vezérelni őket. Ha ezek közül bármit elméretezünk már a kezdeti tervezési szakaszban, akkor később óriási problémákat okozhatnak a figyelmetlenségek. Különös gondot fordítottunk a tervezés során arra, hogy ne forduljanak elő ilyen hibák.
5.4.1 Készülékünk specifikációja A stimulátorunknál az alábbi feltételeket határoztuk meg: •
8 csatorna
•
az eszköz elektromosan elválasztott
•
változtatható frekvencia: 10-200Hz
•
változtatható impulzus: 0-130mA (1mA-es lépésköz)
•
változtatható impulzus szélesség: 10us-1ms
•
unipoláris, bipoláris kimenet
•
stimulációs paraméterek olvasása SD kártyáról
5.4.2 Orvostechnikai berendezések elektromos követelményei Mivel az adott eszközt embereken szeretnénk alkalmazni, nagyon fontos, hogy megfeleljen az orvostechnikai eszközökre vonatkozó előírásoknak. [28] Magas fokú egészségvédelmet kell biztosítanunk. A tervezés előtt alapos szabványelemzés szükséges, „mivel a páciensek, a felhasználók és adott esetben más személyek biztonságára, munka- és egészségvédelmére vonatkozó nemzeti előírásokat az orvostechnikai eszközökre tekintettel harmonizálni kell az ilyen eszközök belső piacon belüli szabad mozgásának biztosításához.”[10] A szabályozott műszaki biztonságfelügyelet segítségével hatékonyabbá tehető az egészségvédelem és az ahhoz kapcsolódó ellenőrzések. A tervezés során figyelembe vettük az 93/42/EGK irányelvet (1993. június 14.),
ami
sok
technikai
paraméterben
követelményt
támaszt,
non-invazív
orvostechnikai eszközökkel kapcsolatban. Meg kell vizsgálnunk, hogy az építeni kívánt stimulátor és annak tartozékai valóban a szabvány által meghatározott célcsoportba tartoznak. Orvostechnikai eszköz: minden olyan műszer, készülék, anyag és egyéb cikk, akár önmagában, együttesen használják, ideértve a megfelelő alkalmazáshoz
22
szükséges szoftvert is, amelyet a gyártó emberekkel felhasználásra tervezett, a következő célra: sérülés vagy fogyatékosság diagnosztizálása, figyelemmel kísérése, kezelése, enyhítése vagy ellensúlyozása.
A stimulátor és a kimeneti egység
egyértelműen megfelel a specifikációnak. A
dokumentumban
tájékoztatást
kapunk
a
gyártási
szabályokról,
a
bizottságokról, besorolásokról, engedélyeztetésekről. I. melléklet: Alapvető követelmények: Általános követelmények: olyan módon kell tervezni és gyártani az eszközt, hogy a rendeltetési célnak megfelelően használva ne veszélyeztessék a páciensek klinikai
állapotát,
életét,
valamint
más
személyek
biztonságát.
Riasztó
és
figyelmeztető berendezések használata olyan veszélyek esetén, amiket nem lehet kiküszöbölni. A tervezésre és gyártásra vonatkozó követelmények: nagy figyelmet kell fordítani a felhasznált anyagok toxicitására. Minimalizálni kell a fertőzés veszélyét és az előírt tisztasági szinten kell tartani a terméket. A lehető legkisebbre kell csökkenteni
az
ésszerűen
előrelátható
környezeti
viszonyokkal
összefüggő
kockázatokat. Például: mágneses terek, elektromos hatások, elektrosztatikus kisülések, nyomás-, hőmérsékletváltozások. Energiaforráshoz kapcsolt vagy azzal ellátott orvostechnikai eszközökkel szembeni követelmények: úgy kell a berendezést tervezni, hogy energiaellátási hiba esetén a kockázatok lehetőleg ki legyenek küszöbölve vagy mérsékelve. Ezen szempontok figyelembevétele a tervezésnél említésre kerülnek. „A terméknek arra alkalmas eszközöket kell magában foglalnia, amelyek, amennyire lehetséges, megakadályozzák a veszélyes energiaszintek véletlenszerű felszabadulását valamely energia- és/vagy anyagforrásból.” [10] II. melléklet: EK-megfelelőségi nyilatkozat: A
minőségbiztosítási
rendszer
megköveteli
a
pontos
és
részletes
dokumentációt a tervezési és gyártási fázisban. A tervezésnél dokumentálni kell az alkalmazott
szabványokat,
kockázatelemzéseket,
az
alapvető
követelmények
teljesítése érdekében alkalmazott megoldásokat. IX. melléklet: Osztályozási szempontok: Az osztályba soroláskor az eszközök rendeltetési célja az irányadó. - Átmeneti (60 percnél rövidebb ideig tartó folyamatos használat) - Nem invazív (nem beültetett, nincs szövetkárosító hatása) - Aktív orvostechnikai eszköz - Aktív terápiás eszköz
23
„Valamennyi olyan aktív terápiás eszköz, amely energia átadására vagy cseréjére szolgál, a IIa. osztályba tartozik, kivéve, ha olyan jellemzőkkel rendelkezik, hogy potenciálisan veszélyes módon cserélhet energiát az emberi testtel, figyelembe véve az energia jellegét, sűrűségét és alkalmazási területét, amely esetben a III. osztályba tartozik.” [10] Tehát az általunk fejlesztett eszköz a IIa. osztályba tartozik. X. melléklet: Klinikai értékelés: A kész terméket alá kell vetni különböző vizsgálatoknak, amelyek igazolják a helyes működést, valamint az esetleges mellékhatásokat feltárják. Az ilyen megfigyelések a gyártó, tervező állításait cáfolják vagy megerősítik.
24
6 Izomstimulátor felépítése Funkcionálisan három részre bontható a készülék. (6.1. ábra) A bemeneti egységre, ami adatokat szolgáltat a megfelelő stimulációs minták létrehozásához. A vezérlő egységre, ami a bemeneti egységtől kapott információkból kiszámolja és előállítja a stimulációs mintákat, valamint regisztrálja az aktuális folyamatokat. A kimeneti egységre, ami a vezérlőtől kapott jelekből előállítja a ténylegesen alkalmazott impulzusokat.
6.1. ábra Izomstimulátor felépítése
A bementi egység felelős a környezetből érkező adatok fogadására. Ez tartalmazza a stimulátor működéséhez szükséges bemenő adatforrások kezelését. Az abszolút szöghelyzet érzékelő szolgáltatja a pedálnak egy adott nulla ponthoz képest történő elfordulását, ennek megfelelően választódik ki a kívánt csatorna és annak paraméterei. Az egyén függő stimulációs mintázat beállítását egy SD kártyán lévő forrásfájlból lehet beolvasni. Billentyűzet és tekerőgomb segítségével lehet a menüt irányítani. Soros RS232, valamint USB porton keresztül lehet kommunikálni a PC-vel, így online kapcsolatot tudunk kialakítani. A vezérlő egység feladata a teljes stimulációs folyamat pillanatról pillanatra történő meghatározása a kimeneti mintázat előállítása a perifériák irányítása és az aktuális adatok gyűjtése (sebesség, stimuláció paraméterei, vérnyomás, pulzus). A kimeneti egység valósítja meg a ténylegesen előállított áramok emberi testhez történő illesztését, a megfelelő elektromos paraméterek figyelembevétele mellett, valamint lehetővé teszi a kommunikációt a felhasználó és az eszköz között. A stimuláció elektródákon keresztül történik. Ehhez az egységhez tartozik még egy négy soros kijelző, amin a menü jeleníthető meg, a már említett soros portok és az SD kártya, amire az adatokat gyűjtjük.
25
6.1 Izomstimulátor vázlat Az 6.2. ábrán látható az eszköz felépítése, az egyes elemek, és azoknak a kapcsolata, a kimeneti és bemeneti perifériák, valamint a processzor és annak tartozékai. Megfigyelhető, hogy a részegységek mindegyike a PIC24FJ256GB108 mikrokontrollerhez van kapcsolva, és egymással is ezen keresztül kommunikálnak.
6.2. ábra Stimulátor blokkvázlata [11]
6.2 Kimeneti áramkör tervezése A kimeneti áramkör tervezéséhez figyelembe kell venni a vezérlő jelek, valamint a kívánt kimenetek paramétereit. További követelmények az életvédelmi előírások, amelyeket fentebb említettük. Fontos tudni, hogy a PIC24FJ256GB108 mikrokontroller nem tud elegendő nagy teljesítményt előállítani, ezért egy olyan kapcsoló áramkört kell kialakítani, amely képes a megfelelő jeleket létrehozni. Kimenet specifikációja: [12] •
változtatható frekvencia: 10-200Hz
•
változtatható impulzus: 0-130mA (1mA-es lépésköz)
•
változtatható impulzus szélesség: 10us-1ms
•
az egymást követő impulzusok unipolárisak vagy bipolárisak
•
a terhelés kb.: 1Kohm
26
6.3 Elkészített prototípus A stimulátor szerkezeti felépítését az 6.3. ábra szemlélteti.
6.3. ábra Stimulátor szerkezeti felépítése
A feszültségforrást hat db AA elem biztosítja (7.2V), ami egy feszültség stabilizátoron keresztül meghajtja a szöghelyzet adó csatoló egységet, valamint egy izolátor segítségével a tápegységet. A szöghelyzet adó csatoló egység optikailag el van választva a mikrokontrollertől, így biztosítva az életvédelmi előírásokat. A mikrokontroller megfelelő kimeneteivel vezérli az áramgenerátort és a kapcsoló egységet. A kapcsoló egység áram ellátását az áramgenerátor szolgáltatja. A mikrokontroller, az áramgenerátor és a kapcsoló áramkör feszültségellátását a tápegység valósítja meg.
6.3.1 Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás transzformátoros megoldása A tervezés egy PC-s környezetben történő szimulációval kezdődött. A tényleges megvalósítás előtt tesztelni kellett a működőképességet. A modellezést a PSpice program segítségével végeztük. Már a tervezési fázisban több megoldás felvetődött, ezek közül megpróbáltuk a lehető legjobbat kiválasztani. Különböző szempontokat vettünk figyelembe: biztonság (megfelelő elektromos elválasztás), rugalmasság, méret, súly, fogyasztás, sokszorosíthatóság. Több áramkört szimuláltunk, végül az 6.4. ábrán láthatót építettük meg.
27
6.4. ábra Ellenütemű transzformátor
Az áramkörben egy transzformátor erősíti fel a PIC jelét. Az alkatrésznek több tulajdonságát is kihasználtuk. Elsősorban áram impulzus transzformációra terveztük, azaz a kimeneten jóval nagyobb áramerősséget hoztunk létre, mint amit a mikrovezérlő képes szolgáltatni. Másodsorban az elektromos elválasztást is megoldottuk vele, a működési tulajdonságai miatt. A szekunder oldalon csak akkor indukálódik feszültség, ha a primer oldalon váltakozó áram van. Hiba esetén nem maradhat a páciens állandó áramterhelés alatt, mert az egyenáram hatására a szekunder oldalon nem történik semmi. A MOSFET tranzisztorok segítségével tudjuk létrehozni a kívánt kimeneteket. Ezeket ellenfázisú meghajtással vezéreljük, ha csak az egyiket nyitjuk, akkor unipoláris, ha egyszer az egyiket utána másikat nyitjuk ki, akkor bipoláris jelet állítunk elő. Láthatunk további alkatrészeket is, két diódát és egy kondenzátort. Ezeknek a szerepe, hogy az impulzus megszűnése utáni negatív visszarúgást kiküszöbölik. A rendszerben maradt energiát fel tudjuk használni a tápba való visszavezetéssel. Így az áramkör üzemeltetése gazdaságosabb lesz. A szimulációk alátámasztották a kapcsolás helyességét, így továbbléphettünk a következő szintre, azaz elkezdhettük a valós áramkör megépítését, tesztelését. A megépítés előtt tájékozódni kellett a kiválasztott alkatrészek tulajdonságairól. A leírások az interneten, sok helyen megtalálhatók. Megvizsgáltuk több gyártó dokumentációját is, amelyekben minden fontos paraméter, tűréshatár fel van jegyezve. Próbáltuk megtalálni az optimális elemeket
28
Úgy döntöttünk, hogy a transzformátort saját magunk tervezzük és építjük meg. Ez egy elég bonyolult, eljárás volt. Meg kellett határozni a vasmag anyagát, amely a használati frekvenciától függ. Az alkalmazott magas frekvencia miatt ferrit magot választottunk. Méretét a transzformálni kívánt teljesítmény határozza meg.[19] Ezt szerettük volna minél kisebbre venni. A menetszámokat a szekunder feszültsége befolyásolja. Ha tízszeres áttételt akarunk, akkor a primer, szekunder aránya 1/10. A huzalvastagságnál azt szeretnénk elérni, hogy a lehető legkisebb veszteség lépjen fel a tekercsbe, ezt vastagabb huzallal érhetjük el, de az is fontos, hogy ne legyen óriási a transzformátor. Az arany középutat kellett megtalálnunk. A megfelelő induktivitást a légréssel, valamint a primer menetszámmal állítottuk be. Az összes paramétert kiszámoltuk, és megépítettük a saját alkatrészünket. A próbamérések során helyesen működött, így igazoltuk a számításainkat. A próbamérések során helyesen működött, így igazoltuk a számításainkat. Az 6.5. ábrán látható az egyik mérésünk. Hosszú idejű (150us), kis amplitúdójú (5V) vezérlő impulzus hatására a kimeneten megjelenik a nagyfeszültségű (120V) ingerlő impulzus.
6.5. ábra Helyese működő kimenet (kék: kimenet, lila: vezérlés, zöld: tranzisztor)
Fontos tudnunk, hogy a páciens izmain mekkora áram folyik át, mivel a stimuláció során áramerősségre szabályozunk. Úgy határozzuk meg a teljesítmény értékét, hogy nem aggatunk plusz műszereket a betegekre, így is elég elektróda lesz
29
rajtuk. A technika, amit kitaláltunk, a primer oldalon méri a feszültséget (egy segéd ellenállás
segítségével),
áramerősségre.
A
és
kapcsoló
abból
következtet
oldalra
kötött
a
szekunder
mérőellenállásról
oldalon gyűjtött
folyó adatok
függvényében szoftveres szabályozással avatkozunk be.
6.6. ábra Megvalósított stimulátor tesztelés közben
A
kimeneti
áramkört
a
kiszámolt
értékek
alapján
megépítettük,
hozzáillesztettük a megtervezett majd megtekert transzformátort. Az árammérési eljárást beágyaztuk a szoftverbe. Próbamérések alapján megállapítottuk, hogy helyes a működés. (6.6. ábra) Nem maradt más hátra, mint a mikrokontrollerhez kapcsolás, majd újabb tesztelések sorozata. Mivel nem tapasztaltunk semmi rendellenességet, véglegesen összeszereltük a stimulátort, és átadtuk a professzoroknak további használatra. Az eszköz jelenleg is az Országos Orvosi Rehabilitációs Intézetben van.
6.3.2 Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás optikai megoldása Az előző megoldásban a nyolc csatorna mindegyikéhez kellett külön-külön transzformátor, ami megnövelte a méretet, és a súly is jelentősen gyarapodott a vasmagok miatt. Ezért próbáltunk egy újabb, jobb, még helytakarékosabb megoldást
30
találni. Ehhez az egész kimeneti egységet át kellett alakítanunk. A tápfeszültséget biztosító kapcsolás, az áramgenerátor, a kapcsoló elemek mind átalakultak. A kívánt stimuláló jelalakokat egy olyan áramkörrel valósítjuk meg, amelynek a bemenetei a mikrokontrollertől érkező vezérlő jelek, a kimenetei a valós, pácienshez illesztett ingerlő impulzusok. (6.7. ábra) Fontos követelmény továbbá az elektromos elválasztás. Az alábbi kapcsolást valósítottuk meg, amely megfelel a feltételeknek.
6.7. ábra Kimeneti jelalakokat előállító hídkapcsolás a vezérlő IC-kel és az optikai leválasztással
Ebből a kapcsolásból nyolc van, mert minden csatornához tartozik egy egység. Látható az optikai leválasztás, amely a mikrokontrollert vezérlő lábát választja le a kimenetről. Tehát ezzel kiváltottuk a transzformátor leválasztó funkcióját. Az optocsatoló a PIC jelét átkapcsolja a túloldalra, ez lesz a Half Bridge Driver (IR2104) egyik bemenete. A tranzisztor hidat két ilyen IC fogja vezérelni. A választás azért esett erre az alkatrészre, mert a paraméterei kiválóan megfelelnek a követelményeinknek. A működését könnyen megérthetjük az adatlapján szereplő információkból, de az 6.8. ábra is a segítségünkre van.
6.8. ábra Half bridge driver kimenetei a bemenetek függvényében
A fent látható két bemeneti vonal közül az egyik az SD az engedélyező, a másik az IN a vezérlő jel. Mindkét driver-re ugyanazt a bemenetet kapcsolva,
31
helytelenül működne az áramkör. Azonos vezérlőjelek esetén nyitva lenne mindkét fölső vagy mindkét alsó tranzisztor, ezzel a kimenet két vége mindig azonos potenciálon lenne, így semmilyen jelalak nem jelenne meg. A megoldás nagyon egyszerű, a szemben lévő IC-k közül az egyikre negált bemenetet kell adni, ezzel ellentétes tranzisztorokat nyitunk ki, és létrejön a két fajta kimenet. A negált vezérlés könnyen megoldható programkódban, egy karakter (~) hozzáírásával. A nagy áramerősséget az alább leírt tápfeszültséggel tudjuk előállítani, a fokozatosságot pedig egy szabályozó áramkörrel valósítottuk meg, amit alább szintén részletezünk. Az ingerlő jelek időzítését, impulzusszélességét, frekvenciáját a vezérlő jelek mintázata határozza meg. Ezzel megoldottuk egyik célkitűzésünket. Kisebb lett a helyigény, a súly és a fogyasztás a transzformátorok kiküszöbölése miatt.
6.3.3 Kimeneti áram szabályozása, PWM megvalósítása Az áram intenzitásának mértékét a mikrokontrollerrel állítjuk. Megfelelő áramkör esetén egy beépített funkció, a PWM (Pulse width modulation) áll rendelkezésünkre, amivel szépen tudunk szabályozni. (6.9. ábra) Az analóg feszültségjelek helyettesíthetők digitális impulzussorozat-jelekkel, amelyek hosszabb időtartamra vonatkoztatott átlagfeszültsége egyenértékű az analóg feszültségjellel. [13] Arra kell figyelni, hogy a frekvencia elég nagy legyen, így a szakaszosság ne befolyásolja az izmok működését. A feszültségszintet a kitöltési tényezővel tudjuk állítani, minél nagyobb a kitöltési tényező, annál nagyobb feszültséget mérünk a kimeneten.
6.9. ábra Áram szabályozás megvalósítása
A
megvalósításához
nagy
segítséget
nyújtott
a
mikrokontroller
dokumentációja. Végigvezet az egyes bitek, bájtok funkcióján, valamint elmagyarázza a struktúrák működését. Van egy PR2 regiszterünk, amely a Timer2-nek a period regisztere. Minden egyes órajel esetén egy counter inkrementálódik, ami ha eléri a
32
PR2 értékét, akkor egy bit bebillen, és nullázódik a számláló, majd a folyamat kezdődik elölről. A kitöltési tényezőt egy bájt írásával állíthatjuk be. Szerepe az, hogy miközben a számláló fut, nem csak a PR2-vel hasonlítódik össze az értéke, hanem a kitöltési tényezővel is. Ha eléri ezt a határt, akkor a PWM kimenet nulláról egyre vált és ott is marad addig, amíg a ciklus a végére nem ér. Értelemszerűen a PR2-nél nem nagyobbra kell választanunk a kitöltési tényezőt. A működés megértése után már csak a megfelelő értékeket kellett beállítani. Nézzük, milyen paramétereket adtunk meg, és milyen függvényekkel vezéreljük a folyamatot. A start() és stop() függvényekkel csak azt állítjuk, hogy a PWM jelet a kimenetre, vagyis az adott lábra rakjuk vagy nem. Tudni kell, hogy ennél a típusú mikrokontrollernél az egyes funkciókat megcímezhetjük, és több különböző lábra vezérelhetjük. Start esetén megcímzem a lábat, stop esetén a lábra 0-t rakok. void start(){ RPOR1bits.RP2R=18; }
Ezen kívül még két fontos bit-et említenék az OC1RS-t és az OC1R-t. Az első a periódus hosszát határozza meg, a második pedig a kitöltési tényezőt. Ezek függnek egymástól, a fentebb említett működésből adódóan. Meghatároztuk a paramétereket, majd teszteltük az eljárást. Az eredményt megfelelőnek találtuk. A regiszterek értékei a végleges programban az alábbiak lettek. OC1RS=0x3ff; //period (31kHz) OC1R=dc*(0x3ff/130);
Ha később esetleg módosulnának a követelmények, akkor számolhatjuk is a regiszterek értékét az alábbi képlet alapján.
PR2 - a PR2 regiszter értéke; fOSC - a mikrovezérlő órajelének frekvenciája [Hz]; K - a Timer2 előosztó áramkör osztási aránya (1, 4 vagy 16) A PWM frekvencia 31KHz, ami elég kicsi ahhoz, hogy az optocsatolóval átvigyük a jelet és elegendően nagy ahhoz, hogy a vezérlést tetszőlegesen nagy sebességgel megcsináljuk. A PWM megvalósításával megoldottuk az áramerősség fokozatos szoftveres állíthatóságát.
33
Ki kellett alakítani egy olyan kapcsolási egységet, amelynek a bemenete egy PWM, a kimenete pedig a kapcsoló résznek az áramerősségét fogja állítani. (6.10. ábra) Alább magyarázzuk az alkatrészek működését, valamint az egyes paraméterek értékének meghatározását.
6.10. ábra Áramerősség szabályozó áramkör optikai leválasztással
Természetesen itt is optocsatolót alkalmaztunk az elektromos leválasztáshoz, Fontos a nagy sebességű alkatrészek használata, amelyek képesek helyesen érzékelni a PWM jeleit, és a nagy frekvencia nem okoz problémát a jelátvitelkor. Ezért esett a választás a KB817-es optocsatolóra, mert a 31KHz-es PWM vezérlést át lehet vinni vele.[14] Műveleti erősítőnek az MCP6041-et választottuk, mert a mérések alapján a karakterisztikája azon a tartományon, ahol használjuk közel lineárisnak mondható.[15] Ez nagyon jó, mert így nem kell a szoftverben kompenzálni a karakterisztikának az egyenetlenségeit. Az erősítő elé terveznünk kellett egy olyan alul áteresztő szűrőt (R9, C10-es elemek), amelynek a csillapítása 31KHz-es frekvencián kevesebb, mint -43dB. Ez az érték abból adódik, hogy az amplitúdó csillapítása 1/130-nál nagyobb ne legyen. A kapcsolás frekvenciafüggő működésének számításához a komplex feszültségosztás képletét használtunk.
34
A szűrő, a PWM és a kimenetek helyes működését az 6.11. ábrán látható mérési eredménnyel igazoljuk. Látszik, hogy az élek elég meredekek, és az impulzusok is szépen konstans értékek.
6.11. ábra Helyes kimeneti kép a szűrő jó működéséről
6.3.4 Tápfeszültséget előállító áramkör Az áramkör feladata, hogy egy bemenő feszültségforrásból bizonyos alább magyarázott átalakításokkal az egész eszköz elemeinek ellátását megvalósítsa. (6.12. ábra) Ezek az alkatrészek a mikroprocesszor, a kijelző, a MOSFET kapukat vezérlő driverek, a műveleti erősítők, a kimenetek. A stimulátor feszültségforrását hat darab AA elem fogja szolgáltatni, azaz 7.2V van a bemeneten. Ebből kell transzformálni 3.3V-ot a PIC-nek, 5V-ot az erősítőknek és a kijelzőnek, 12-15V-ot a half bridge driver-eknek, és a kimenetre 130-150V-ot.
35
6.12. ábra Tápfeszültségek blokk diagramja
A 7.2V-os bemeneti feszültségből egy feszültség stabilizátorral tudjuk előállítani a szöghelyzet adó csatoló egységének szükséges 5V-ot, valamint egy izolátorral 12V-ot. A stimulátor biztonságát az izolátor 6kV-os és a csatoló egység optikai elválasztása biztosítja. Így az eszközünk megfelel a szabványokban előírtaknak. Galvanikusan tökéletesen le van választva minden egység. Az izolátor 12V-os kimenetét közvetlenül rákötöttük a kapcsoló áramkör vezérlő egységeire. A kijelző, a mikrovezérlő, és a kimenet feszültségét egy kapcsoló üzemmódú tápegység alakítja ki. Ezeket az alkatrészeket napjainkban előszeretettel alkalmazzák, mert használatuk könnyű, és rugalmas. További előnyük még, hogy jobb a hatásfokuk, mint a hagyományos analóg szabályozású tápegységeknek, valamint kicsi a méretük és a súlyuk. [16] Ezek a tulajdonságok a mi esetünkben nagyon fontosak, mint az már fentebb említésre került. Egy MC34063 típusú alkatrészt választottunk, amely DC-DC átalakító. Ahhoz, hogy a megfelelő kimenetet generálja a tápegység, a bekötéshez használt ellenállásokat és kondenzátorokat kell jól méreteznünk. Ezek fogják meghatározni a kimenet viselkedését. Az adatlapon megtalálhatók a képletek, amikkel könnyen számolhatunk.
36
A kijelző és a processzor tápellátását Step Down kapcsolással oldottuk meg, a kimenethez szükséges 150V-ot Step Up kapcsolással. Az áramgenerátor műveleti erősítőjének 5V-os feszültségét egy feszültség stabilizátorral 145-150V között alakítottuk ki.
6.3.5 Szöghelyzet kalibrálása Egy a kereskedelemben kapható szöghelyzetadót választottunk a pedál helyzetének maghatározásához. Ez nagyon hatékony megoldás, mert bármilyen ergométerhez hozzá tudjuk illeszteni az adót. A most kapható stimulátoroknál speciális ergométereket kell használni, amikben van beépített szöghelyzetadó. A mi megoldásunk univerzális, fekvő vagy ülő ergométerre vagy akár triciklire is fel tudjuk szerelni. Mivel a fizikai kialakítása az edző gépeknek különböző, ezért biztosítanunk kell a rugalmas kezdőpont és forgásirány beállítását. (6.13. ábra)
6.13. ábra Nulla pedálszöghelyzet és forgásirány beállítása
A kívánt nulla pedál szöghelyzetet egy menüpontban tudjuk regisztrálni. A stimulációs fájl szerkezetétől függ a nulla pont. Ez lehet vízszintes, függőleges vagy általunk választott helyzet annak megfelelően, hogy a fájl szerkesztője melyik pontot
37
tekintette kezdőpontnak. A forgás irányát is egy menüpont segítségével tudjuk megadni. Az előre biciklizésnek megfelelően meghajtjuk a pedált és ez meghatározza a forgási irányt. Ezek a fejlesztések igen hasznosnak bizonyultak a gyakorlati alkalmazásokkor. Leegyszerűsítette a szöghelyzetadó pozíciójának meghatározását és fejlesztésének következményeit. Most már bármilyen ergométerhez tetszőlegesen hozzá tudjuk illeszteni, mert a kezdőpont és a forgásirány könnyen beállítható. Ezáltal még univerzálisabb lett a megoldásunk.
38
7 Elkészült a stimulátor A prototípus alapján megterveztük a NYÁK-ot, majd legyártattuk. Miután megérkezett, elkezdtünk összeszerelni néhány darabot, mivel a professzorok, akiknek készítettük az eszközt már türelmetlenül várták az eredményeket. Szerették volna konferenciákon bemutatni, és betegeken is kipróbálni. Három stimulátort kellene első ütemben elkészíteni, egy az egyetemen lenne, a doktoranduszoknak kísérleteket végezni, egy az Országos Orvosi Rehabilitációs Intézeteknek, folyamatos terápiákhoz, és egy nekünk a laborba, amin a további fejlesztéseket tudjuk elvégezni. Az részegységeket megépítésük során folyamatosan teszteltük. A gombokat, a tekető gombot, az SD kártyaolvasót, a soros portot (RS232), a szöghelyzet adót mind be kellett üzemelni. A foglalatot, amelybe az eszköz került szintén nekünk kellett kialakítani. Egy szabványos kereskedelemben kapható műanyag dobozra esett a választás, mert a gyártatás nagyon sokba került volna. A nyomtatott áramkörök kialakítása a doboz belső felépítéséhez lett igazítva. A perifériák kimeneti nyílásait pontosan meg kellett határozni, és ki kellett vágni. Miután ez megtörtént belepróbáltuk a hardvert, ami szépen illeszkedett. Felprogramoztuk a processzort és kipróbáltunk minden funkciót. A stimuláció és az adatgyűjtés is hiba nélkül működött, tehát befejezettnek tekinthetjük a feladatot. A célkitűzéseket megvalósítottuk. (7.1. ábra) A teljes rendszerhez tartozik a stimulátor, az öntapadós elektródákkal, kivezetésekkel, az adatgyűjtéshez az SD kártya és az adatfeldolgozó szoftver.
7.1. ábra Kész stimulátor
39
7.1 Mért és származtatott adatok jelentősége A stimulációs paraméterek mérésére azért van szükség, hogy pontosan tudjuk, milyen hatások érik a betegeket. Milyen áram injekció váltotta ki az aktuális reakciókat. Ezen kívül az aktuális szöghelyzet értékéből és a szögsebességből tudunk származtatni olyan adatokat, amelyek mérik a beteg aktuális állapotát. A szögsebességből a szöggyorsulást ki tudjuk számolni, így a mozgás karakterisztikáját tudjuk jellemezni. Ezek elemzésével megállapíthatjuk, hogy milyen finom és egyenletes mozgást hozott létre az adott típusú stimuláció. Ennek függvényében lehet optimalizálni a stimulációs fájlt. Származtathatjuk az edzés idejét, a megtett távolságot, valamint a teljesítményt. Ha figyelemmel szeretnénk követni a páciensek fejlődését hosszabb távon, akkor ezek az adatok elengedhetetlenek. Sportolóknál ezeket az értékeket folyamatosan nyomon követik, hogy meghatározzák fizikai állapotukat, tehát az ilyen jellegű adatgyűjtés mindenféleképpen hasznos. A paraméterek finom hangolásával egyenletes mozgást lehet létrehozni, amit az adatgyűjtő funkcióval detektálunk, tehát visszajelzés érkezik a mozgásról. Az adatok elemzése után optimalizálni lehet a stimulációs fájlt. Így tudjuk elősegíteni rendszerünkkel az egyén specifikus edzésprogramok kialakítását, valamint a kutatók munkáját. A
szöggyorsulásokból,
szögsebességekből
teljesítmény
adatokat
származtatunk, amelyek segítségével megfigyelhetjük a mozgás dinamikáját, Ebből következtethetünk, hogy milyen ütemben fárad a beteg. Ilyen teljesítmény adatokat szoktak mérni terheléses vizsgálatoknál is, tehát a mérés mindenféleképpen releváns. Grafikonok segítségével szépen láthatók a változások. Egészségeseken mért adatokból kiderül, hogy az edzés folyamán a periodikus mozgások frekvenciája egyre csökken, és a dinamika is megváltozik. (7.2. ábra) Ezek a jellemzők az izom fáradásából adódnak.
7.2. ábra Fekve nyomásnál mért súly pozíciója az idő függvényében (látható a fáradás elensége)[24]
40
A 7.3. ábra egy izomfáradás vizsgálatról készült.[24] Jól látható, hogy az összes megtett út az idő függvényében nem lineáris, hanem ellapul. Ez azt jelenti, hogy egyre lassabb a mozgás, azaz fáradnak az izmok az edzés folyamán.
7.3. ábra Megtett út idő grafikon linearitásának változása (ellapul)
Tudjuk számítani, hogy a munka mekkora részét végzi a jobb illetve a bal láb. A két végtag teljesítménye jellemzően különbözik. Ez is szerepet játszhat az egyénre jellemző stimuláció kialakításában.
7.4. ábra Sebesség idő és az ebből származtatott gyorsulás idő grafikonok
41
A 7.4. ábrán felül látható a sebesség, alul a gyorsulás. A gyorsulással egyenesen arányos a forgatónyomaték. Az ergométer előzetes méréséből meg tudjuk határozni
a
tehetetlenségi
nyomatékot,
amely
az
arányossági
tényező.
A
forgatónyomatékból a kifejtet erőt megahatározzuk, ami egy nagyon fontos visszajelzés a kutatók számára. Jelenleg is folynak olyan kutatások, melyeknek célja a fellépő erők meghatározása. A jobb és bal láb erőkifejtésének dinamikáját úgy tudjuk vizsgálni, hogy az egyes fél köröket szétválasztjuk, és azok szerint végezzük el a kiértékelést. A vérnyomás értékeket egy menüpont segítségével tudjuk bevinni a rendszerbe. Azért nem online, mert a folyamatos vérnyomásmérést nem lehet elvégezni non-invazív eljárással. Ez egy megszokott és rutinszerű mérés, amelyet egy hétköznapi vérnyomásmérővel el tudunk végezni. A szélsőséges értékek esetén az orvos beavatkozhat az edzés folyamatába. Egy polar öv segítségével mérni tudjuk online a pillanatnyi pulzus értékét. Az eszköz elegendően pontos és gyors az állapotfelméréshez. Sportolók vizsgálatánál rendszeresen használnak ilyen eszközöket. A terhelés mértékét tudjuk ezzel meghatározni, beállítani. Hosszabb távon a beteg egészségi állapotának a fejlődését is jellemezi. Az edzés során a terheléssel és oxigénfelvétellel lineárisan nő a pulzusszám,
majd
a
közel
maximális
régióban
ellapulhat,
megtörhet
a
pulzusnövekedés egyenese. Ez is szépen mutatható a grafikonok segítségével. Nagyon fontos, hogy a betegeknél mérni tudjuk a fáradtsági szintet, mivel ők a kimerültséget nem úgy érzékelik, mint az egészségesek és a rendszerünkkel túl lehetne edzeni őket, amely negatív hatással van az egészségi állapotukra. A folyamatos monitorozás lehetővé teheti, hogy a fáradságot az aktuális állapotot jelezzük az orvosnak, aki beavatkozhat az edzés menetébe. Az adatgyűjtés pedig az edzések offline hosszú távú következményeinek a vizsgálatát teszi lehetővé, ami az edzésterv kialakításában segít. Az adatok gyűjtésének tehát több célja van. A betegek pillanatnyi állapotának felmérése, a stimulációs mintázat optimalizálása, fáradtság meghatározása, kutató munkák elősegítése.
42
8 Programrendszer felépítése A fejlesztett programrendszer nem csak a stimulátor programjából, hanem a gyűjtött adatok feldolgozására bemutatására alkalmas programból és a stimulátor által mért adatok folyamatos számítógépes megjelenítésére alkalmas szoftverből áll. A programrendszer fő részei a következők: 1. A stimulátor firmware programja az adatgyűjtővel 2. A gyűjtött adatok utólagos kiértékelése 3. A stimulációs adatok online vizsgálata
8.1 Firmeware programja A main főfüggvény inicializálások végrehajtásával kezdődik, melyek az alábbi sorrendben történnek: •
a stimulátor kimeneteinek előkészítése,
•
a mikroprocesszor órajel oszcillátorának beállítása 32 MHz-re,
•
az UART inicializálása, ami az RS232 soros vonal használatához kell,
•
InitSPI() meghívása, ami inicializálja a Serial Peripheral Interface-t,
•
a PMP (Parallel Master Port) modul indítása, ami az LCD kijelző működéséhez szükséges
•
az LCDinit() meghívása, az LCD kijelző megfelelő működéséhez kell [22],
•
•
kezdeti értékek beállítása: o
frekvencia,
o
amplitúdó,
o
impulzusszélesség.
timerek
inicializálása,
melyek
az
interruptok
működéséhez
szükségesek [20], •
InitMMC() a memóriakártya előkészítése [21].
43
A kezdeti inicializálások után a program belép az alábbi főciklusba. (8.1. ábra)
8.1. ábra A főciklus
Itt az egyes nyomógombok helyzetének figyelése, a rotary encoder állapotának és tekerési irányának feltérképezése történik. A fő ciklusban meghívásra kerül a Menu állapotgép, ami a fő menükben vagy az egyes almenükben ugrál, az encoder lenyomásának, és tekerésének függvényében. A teljes menürendszer leírása megtalálható a 8.1.4-es fejezetben. Ezek után következik az LCD kijelzőre történő kiíratás, és a meghatározott stimulációs paraméterek memóriakártyára történő mentése, előre maghatározott időközönként. Jelen beállítás szerint másodpercenként 5-ször történik meg a paraméterek mentése.
8.1.1 Timerek A timerek feladata a megfelelő ütemezések, időzítések biztosítása. A T3Interrupt végzi a különböző impulzus szélességek előállítását a kiszámolt pWidth értékek alapján. Először beállít egy trigger pulzust, majd utána történik a valódi impulzusszélesség előállítása. Ha a pWidth értéke kisebb, mint 500, akkor a nagyon rövid időintervallum miatt nem érdemes kilépni az interruptból, hanem megvárjuk az impulzus végét. Egyébként az interruptból kilépünk és más processzek futnak tovább. Itt kerül meghívásra PWM függvény, mely beállítja a stimulációs impulzus áramerősségének megfelelő értékét, a PortTable tömb nulladik eleméhez kiszámolt amplitúdó (PortTable[0].Ampl) alapján.
44
A T4Interrupt a legmagasabb prioritású interrupt. Ez hívja meg a CalcPortTableStatic() függvényt 50us-ként. A CalcPortTableStatic meghatározza a PortTable tömb nulladik elemét, mely mindig az aktuális csatorna, amin a legközelebbi stimulációt végre kell hajtani. Az interrupt meghívásakor kiszámításra kerülnek a stimulációs paraméterértékek, a memóriakártyáról beolvasott stimulációs értékeknek, és az eszköz kezelőfelületén beállítottaknak megfelelően, mert ezek az értékek folyamatosan változhatnak. A PortTable tömb elemeinek sorba rendezése a kiszámított periódus (PortTable[i].Periode) alapján történik, mindig a legkisebb periódussal rendelkező elem kerül a tömb nulladik helyére, így elég egyszer végigmenni a PortTable tömbön egy for ciklussal. Több csatorna aktivitása, soha nem történhet egyidejűleg, mert összeadódnak az áramok és az súlyos problémához vezethet. (8.2. ábra) Ilyen esetben el kell tolni az impulzusokat, úgy hogy a lehető legkisebb időbeli távolságra kerüljenek egymástól.
8.2. ábra Egyidejű impulzusok eltolása
A T5Interrupt 1ms-ként meghívja a ReadAngle() függvényt. A ReadAngle() függvény végzi az aktuális pedál szöghelyzet értékének beolvasását az InitMySPI() függvény meghívásával. A szöghelyzet érzékelő alacsony szintű kódja az SPI (Serial Peripheral Interface) modul használatára épül. A mikrovezérlőn 3 db SPI modul található. Itt az SPI2 modul van használatban. Először inicializálás történik, majd az aktuális pedál szöghelyzet olvasása. Az így megkapott érték egy változóba kerül, melyet az általunk választott nulla pedál szöghelyzet pocizójához kalibrálunk. A ReadAngle() számolja ki a pedál szögsebesség értéket (DataValues.Speed), mely az aktuális és a korábbi pedál szöghelyzetek különbségéből tevődik össze. Ezeket az adatokat használják a megjelenítő programok a sebesség kijelzésére. Az előjelzett pedál szöghelyzet (DataValues.AnglePre) meghatározása is itt történik lineáris predikcióval. A lineáris predikció (LP) egy olyan matematikai módszer, amellyel egy jelenség adott időpontbeli állapotát meg lehet becsülni a jelenségre vonatkozó adatok
45
és az adott időpontot megelőző állapotok birtokában. A lineáris predikció a prediktor fokszámával jellemezhető legjobban, mely a becslés alapját képező korábbi p db elem számát jelenti. A számításoknál egy 10 elemű prediktort használtunk. Ennek azért van jelentősége, mert így az előjelzett pedál szöghelyzethez tartozó stimulációs paraméterértékeknek megfelelően tudjuk végrehajtani az izomstimulációt.
8.1.2 SD/MMC kártya Az SD/MMC kártya illesztésénél az alacsonyszintű program úgy lett kialakítva, hogy képes legyen mind az MMC mind az SD rendszerű kártyák kezelésére akár 2 GB-os méretig. Az alacsony szintű hardware illesztésen túlmenően el lett készítve egy FAT file rendszer kezelésére alkalmas programrészlet. Ez a Tiny FAT file rendszer implementálásával történik. Képes Windows kompatibilis FAT16/32 file rendszert létrehozni, írni, olvasni. Van file könyvtár olvasó, író, létrehozó és törlő függvénye, platform független, hosszú file neveket is kezel. Minimalizálni lehet az API-ját, és különböző szektorméretekkel is tud dolgozni. A felsorolt tulajdonságok egyértelműen kielégítik a stimulátor igényeit. Az SD/ MMC kártyán találhatók az egyénre jellemző szöghelyzet függő stimulációs fájlok a 8.3. ábrán látható formában:
46
8.3. ábra Egyénfüggő stimulációs minta
Az első sor a fájl neve, utána az izom reakcióidő következik, ami meghatározza, hogy mennyivel előbb kell az izmot stimulálni (mikro szekundumban). A következő sorban kezdeti amplitúdó található, ami kötelezően nulla, hiszen bekapcsoláskor nem adhat ki áramot a stimulátor egyetlen kimeneten sem. Utána a kezdeti frekvencia és a kezdeti impulzusszélesség látható. A fájl további részében a 8x360 db amplitúdó, frekvencia és impulzusszélesség van megadva százalékos formában, ami azt jelenti, hogy a maximális megadható 100%-ból mennyit szeretnénk felhasználni a stimuláció során az egyes szögértékeknek megfelelően. Ha nincs megfelelően megadva a stimulációs fájl, hiányos vagy hibás értékeket tartalmaz, akkor egy hibaüzenet tájékoztatja a felhasználót és a stimuláció nem indítható el.
47
A stimulátort a kerékpározó mozgást előállító funkción túl még monitorozó és kutatás fejlesztő eszköznek is terveztük. Nem elégedtünk meg azzal, hogy egy dinamikus jól kalibrálható rendszerünk van, hanem beépítettünk egy adatgyűjtő funkciót is. Ennek segítségével, figyelemmel kísérjük a páciens edzés teljesítményét, valamint néhány fiziológiai paraméterét. A stimulátorral végzett edzés munka során a paciens élettani adatai közül a vérnyomás adatait és a terhelés idejét rögzítik a vizsgálati lapokon, Ezek szolgálnak a rehabilitációs
munka
követésére.
Megkönnyítve
a
stimulátor
használatát
kialakítottunk egy olyan kezelői felületet és programrendszert, ami lehetőséget biztosít a szükséges adatok elektronikus gyűjtésére és tárolására. Erre a funkcióra jól használható eszköz a paciensek stimulációs adatait tartalmazó SD kártya, melyre az egyes edzések adatait tudjuk rögzíteni. Tehát a memóriakártya nem csak inputként használjuk, hanem outputként is, mivel az előbb említett bemenő adatok olvasásán kívül a stimulációs paraméterek kiírása is erre történik. Az adatgyűjtés bekapcsolásával létrejön egy DataValues.txt állomány,
amibe
folyamatosan
rögzítjük
az
alábbi
adatokat.
A
stimulátor
kezelőfelületén beállított vérnyomás értéket, a nyolc csatorna áramerősség, frekvencia és impulzus szélességet, az aktuális és előrejelzett pedál szöghelyzetet és az elfordulás mértéket, ami a sebesség meghatározásához szükséges. Az adatok tárolása az SD kártyán bináris formában történik, amivel a megjelenítő program könnyen tud dolgozni.
8.1.3 Adatszerkezetek és stimulációs paraméterek A memóriakártyáról töltődnek be az egyes szöghelyzetekhez tartozó stimulációs paraméterek, százalékos formában. Az amplitúdó, a frekvencia és az impulzus szélesség beolvasása soronként történik, az Ampl[8][360],
Freq[8][360],
Width[8][360] tömbökbe.
48
A DataValues adatszerkezet a 8.4. ábrán látható.
8.4. ábra DataValues struktúra
A DataValues_struct-ban található adatok közül a systoles és a diastoles a vérnyomás menüpontban Hgmm/Hgmm formában megadható vérnyomásértékek. A felcsatolt pulzusmérő öv küld információt a mikrokontrollernek
a
szívdobbanásokról. A dobbanások közt eltelt időt egy tízelemű FIFO tömbben tároljuk. Az elemeit átlagoljuk, erre azért van szűkség, mert a szívritmus általában kaotikusan ingadozik, ezért az egyes dobbanások közt eltelt idő nagyon különböző lehet. Értékelhető eredményt az átlagolás után kapunk, melyet a Pulse változóban tárolunk [27]. Az Angle az aktuális pedál szöghelyzet, mely a beolvasását követően a megfelelő mértékben van eltolva, attól függően, hogy a nulla pedál pozíció hova lett beállítva. Az AnglePre az előrejelzett pedál szöghelyzet. Az előrejelzése lineáris predikcióval kerül kiszámításra. Felhasználása a kimeneti stimulációs impulzusok meghatározásakor történik, úgy hogy az előrejelzett pedál szöghelyzethez tartozó értékeket kiolvassuk az Ampl, a Freq és a Width tömbökből, majd ezekből számoljuk a kimenetekhez tartozó megfelelő stimulációs értékeket. A Speed a pedálszög sebességet tárolja, mely 1ms-ként van frissítve az Angle és AnglePre változókkal együtt. A frissítést a ReadAngle() függvény végzi, amelyet a T5Interrupt hív meg. A current, a frequency és a pulse_width változókban, a kijelzőn látható és a kezelőfelületen keresztül beállítható áramerősség frekvencia és impulzusszélesség értékek találhatók. A memóriakártyáról történő stimulációs fájl beolvasása utána a frekvencia és az impulzusszélesség értékek inicializálódnak a stimulációs fájlban megadott kezdeti értékeknek megfelelően. A DataValues adatszerkezet másodpercenként 5-ször kerül mentésre, a memóriakártyára a DataValues.txt fájlba, ha az adatgyűjtés funkció be van kapcsolva.
49
A memóriakártyára kimentett adatok feldolgozása és megjelenítése Matlabbal történik, ami nagyon hasznos további vizsgálatok elvégzésére, és a stimulátor továbbfejlesztésére is. A PortTable_t struktúrából létrehozott nyolcelemű PortTable nevű tömbben találhatók az egyes kimeneti csatornákhoz tartozó, ténylegesen kiküldött stimulációs paraméter értékek. Az adatszerkezetet az alábbi 8.5. ábra szemlélteti.
8.5. ábra PortTable adatszerkezet
A kezdeti Freq (frekvencia), Periode (periódus), Width (impulzusszélesség), pWidth (impulzusszélességtől függ) és az Ampl (amplitudó) változok értékét az InitPortTable() nevű függvény számolja ki.
8.6. ábra InitPortTable() függvény
Az egyes
csatornákhoz tartozó frekvencia értékek
(PortTable[i].Freq)
kiszámítása úgy történik, hogy a memóriakártyáról beolvasott Freq[8][360] tömbből, az előrejelzett pedálszöghelyzetnek megfelelő értéket megszorozzuk a kijelzőn beállított frekvencia értékkel, és osztjuk százzal. A százzal történő osztásra azért van szükség, mert a memóriakártyán százalékos formában vannak megadva a frekvencia, impulzusszélesség és amplitúdó értékek. Az 8.6. ábrán látható
50
programrészből kiderül, hogy a kimeneti csatornákhoz tartozó impulzusszélesség (PortTable[i].Width)
és
az
amplitúdó
(PortTable[i].Ampl)
értékek
beállítása
megegyezik az előbb részletezett frekvencia érték beállításával. A frekvenciafüggő peridus (PortTable[i].Periode) értékét a CalcPeriode, az impulzusszélesség függő pWidth (PortTable[i].pWidth) értéket a CalcpWidth függvény határozza meg.
8.7. ábra Periode és pWidth meghatározása
A periódus értéke, úgy kerül kiszámolásra a frekvenciából, hogy a belső időzítés mértékrendszerében könnyen használható érték legyen. Mivel a belső ütemadó 50us-os periódusidejű így a számítás a 20000/frekvencia A nullával osztás elkerülésére az eredmény 65535-nél azaz unsigned int legnagyobb értékénél van maximalizálva. A pWidth érték meghatározásánál az irányadó a timer sebessége, ami elő fogja állítani a megfelelő impulzus szélességet, ezért a számítás pWidth = Width * 16, amit a sebesség növelése miatt a 8.7 ábra szerint valósítottunk meg. Az Uni változó (PortTable[i].Uni) azt határozza meg, hogy az adott stimulációs csatorna kimenetén az impulzus uni- vagy bipoláris jelként kerül kiküldésre. A Channel változó (PortTable[i].Channel) értelemszerűen a kimenti csatorna számát határozza meg. A PortTable tömb nulladik eleme mindig az az aktuális csatorna, amin legközelebb stimulációt kell végrehajtani. A PortTable tömb elemeinek megfelelő sorrendjéről a CalcPortTableStatic() függvény gondoskodik a teljes stimuláció alatt, mely 50us-ként kerül meghívásra a T4Interrupt-ból. Amint az aktuális stimuláció megtörténik, az kikerül a PortTable tömbből és a period értéknek megfelelően kiszámítódik az azonos csatornának az ütemezése. A tömbbe a csatornák paraméterei az ingerlés időrendi sorrendjében tárolódnak el. Ezért tudjuk azt megvalósítani, hogy az aktuális mintázat mindig a tömb nulladik eleme. A 8.8. ábra szemlélteti a PortTable tömb működését.
51
8.8. ábra PortTable működése
Az ábra tetején az egyes csatornákhoz tartozó kiküldendő impulzusok láthatók az idő függvényébe. Az 1 táblázat a nulla időpillanathoz kiszámított PortTable tömb elemeinek sorrendjét tartalmazza. Látható, hogy az 1-es csatornára kell a
52
legkorábban stimuláló impulzust létrehozni, tehát az egyes csatorna áll a PortTable tömb nulladik helyén. Az aktuális stimulációs impulzus kiküldésének megkezdésekor a PortTable tömb elemeinek sorrendjét újra számolja a CalcPortTableStatic() függvény ezt a második táblázat ábrázolja. A harmadik táblázatban a PortTable tömb nulladik eleme ismét az 1-es csatorna, mivel a következő stimulációs impulzus itt kell kiküldeni. A negyedik táblázat kiszámításakor a
CalcPortTableStatic() függvény, a memóriakártyáról
beolvasott, megfelelő szöghelyzethez tartozó paramétereket is frissíti a PortTable tömb elemeinél, a lineáris predikció figyelembevétele mellett. A PortTable adatszerkezet felépítése és kezelése, lehetőséget nyújt az izomstimuláció
során
megkívánt
szekvenciális
vezérléshez.
Az
impulzusok
paramétereinek beállításakor, az adott csatornához tartozó értékeket nem kell megkeresni, mert a tömböt folyamatosan sorrendhelyesen töltjük fel adatokkal. A rendezést a CalcPortTableStatic() függvény végzi a kiszámolt Periode érték alapján. Az időzítési eljárás gyors, hatékony és a hardver architektúrához illeszkedik.
8.1.4 Menürendszer, és a stimulátor használata Az LCD kijelző és a billentyűzet nyújt lehetőséget a stimulációs paraméterek beállítására. A kezelőfelület egy négy soros, soronként 16 karakter megjelenítésére alkalmas kijelzőből, egy rotary encoderből, és nyolc nyomógombból áll, minden egyes nyomógomb egy kimeneti csatornához van rendelve. A kijelző által megjelenített menürendszerben a rotary encoder segítségével tudunk navigálni a következőképpen. (8.9. ábra) Az aktuális menüpont kiválasztása az encoder jobbra illetve balra tekerésével történik, az egyes menükbe pedig az encoder lenyomásával tudunk belépni. A stimulátor bekapcsoláskor az alábbi főmenüpontokból tudunk választani, mely a főmenüpontok ábrán láthatók.
8.9. ábra A fő menürendszer
53
Az encoder újbóli lenyomásával az aktuális menüpontból visszaléphetünk a főmenübe. A Select Pattern menüpontban tudjuk a memóriakártyáról beolvasni az egyénre jellemző stimulációs értékeket tartalmazó fájlt, a beolvasás úgy történik, hogy a memóriakártyán lévő fájlok közül az encoder tekerésével kikeressük a stimulációhoz használni kívánt fájlt, majd az encoder lenyomására megtörténik a beolvasás, és visszalépünk a főmenübe. A stimuláció során használt fájlok mind stm kiterjesztésűek. Ha a fájl beolvasása megtörtént, még nem indul el az izomstimuláció, vagyis a kimeneten még nincs impulzus, mivel az áramerősség értéke nulla. A Current intensity [mA], a Frequecy [Hz], és a Pulse width [us] menüpontok a stimulációs kimenetek paramétereinek a beállítására kínálnak lehetőséget. A Current intensity (0-130mA) az áramerősség, a Pulse width (10-999us) az impulzusszélesség, a Frequency (1-200Hz) pedig a frekvencia állítását szolgálja. A stimulációs paraméterek csatornánként a megadott értékek között állíthatók. Az állítás úgy történik, hogy az aktuális menübe való belépés után, az egyes kimeneti csatornákhoz tartozó nyomógombok lenyomása mellett az encoder jobbra tekerésével növelhetjük, balra tekerésével csökkenthetjük az értékeket. Egyszerre több csatorna is állítható, értelemszerűen több nyomógomb egyidejűleg történő lenyomása mellett.
A
memóriakártyáról történő stimulációs fájl beolvasása után a frekvencia és impulzusszélesség menüpontokban az az érték látható minden csatornánál, amely a stimulációs fájlban kezdeti értékként volt megadva. Az Adat gyujtes menüben bekapcsolható az adatgyűjtés funkció, melynek hatására a memóriakártyán létrejön egy DataValues nevű txt kiterjesztésű fájl. A fájlban a stimuláció során használt paraméterek, a megadott vérnyomásértékek, a pillanatnyi pedál szöghelyzetek, a pedál szöghelyzet becslések, és az aktuális pedál sebesség értékek kerülnek tárolására. Másodpercenként 5-ször, vagyis 200ms-ként. A
Setup
menüre,
azért
volt
szükség,
hogy
az
ergométer
pedál
szöghelyzetének nulla pocizója tetszőlegesen állítható legyen szoftveres úton. Az ergométerben a szöghelyzetadó fizikai elhelyezése nem lehetséges úgy, hogy a nulla pedálszög pozíciójához a nulla szöghelyzetet kalibráljuk. Az aktuális szöghelyzetről az ergométerbe beépített szöghelyzet érzékelő nyújt információt. A kívánt nulla pedál szöghelyzet beállítása úgy történik, hogy a megválasztott nulla pozícióba állítjuk a pedált és megnyomjuk az 1-es nyomógombot, majd az általunk meghatározott előre irányba eltekerjük a pedált kevesebb, mint 90 foknyit és megnyomjuk a 2-es nyomógombot. Az 1-es és a 2-es nyomógomb lenyomásának hatására, az éppen aktuális pedál szöghelyzetekről mintavételezés történik. Ha a két érték megfelelő volt, akkor a kívánt nulla pedál szöghelyzethez beállítása megtörténik. Ha nem volt
54
megfelelő a két mintavételezett érték, akkor újra be kell állítani a kívánt nulla pozíciót. Az LCD kijelzőn megjelenő üzenetek mindenről tájékoztatják a felhasználót. A Vérnyomás adatok menüpontban megadhatók a stimuláció közben mért vérnyomás
értékek,
systolés/diastolés
formában,
kezdeti
értékként
120Hgmm/80Hgmm van megadva, hogy az aktuálisan mért vérnyomásérték beállítása gyorsabb legyen. A systolés érték az 1-es gomb lenyomása, a diastolés érték a 2-es gomb lenyomása mellett, az encoder megfelelő irányú tekerésével növelhető vagy csökkenthető. A 8.10. ábra szemlélteti a teljes menürendszer felépítését.
8.10. ábra A teljes menürendszer
A szoftvert elkészítettük, felprogramoztuk a mikrokontrollert, és ellenőriztük, hogy minden helyesen működik. Az optikailag elválasztott kimenetet a stimulátorhoz illesztettük, majd teszteltük és mértük a tulajdonságait. Tartós teszteket is végeztünk, hogy valós körülmények
között
vizsgáljuk
a fogyasztást
és
a megbízhatóságot.
Nem
tapasztaltunk rendellenességet, ezért átadtuk az Országos Orvosi Rehabilitációs intézetnek. Régóta használják az eszközt, az átadás óta nem panaszkodtak semmiféle meghibásodásra. Az adatok gyűjtését csak speciális körülmények között tudtuk kipróbálni, mert a valós mérések etikai szabályokba ütköznek. Az engedélyek megszerzése
55
folyamatban van. A laborban végzett mérések során minden paramétert felügyelten változtattunk, így tudtuk ellenőrizni a regisztrálási folyamat helyességét. A mérés helyesen és megbízhatóan működött.
8.2 A gyűjtött adatok kiértékelése A beépített adatgyűjtő funkció segítségével eltárolt nyers adatok önmagukban nem hordoznak információt. Az adatok között összefüggéseket kell keresnünk, meg kell jeleníteni őket olyan formában, hogy azt az orvosok elemezni tudják. Ehhez elkészítettünk egy könnyen használható, interaktív grafikus megjelenítő felületet. A szoftver Matlab környezetben készült. Be kell írni a megfelelő mezőbe a feldolgozni kívánt fájl nevét, majd a program grafikonokat rajzol, hogy vizuálisan elemezhetők legyenek az edzés paraméterei. A kirajzolható grafikonok az alábbiak: •
vérnyomás adatok: systoles, diastoles
•
pillanatnyi sebesség
•
szögelfordulás és annak előrejelzése
•
frekvencia csatornánként
•
impulzus szélesség csatornánként
•
áramerősség csatornánként
•
szöggyorsulás
•
pillanatnyi teljesítmény
•
pulzus
•
származtatott adatok
Az adatok az SD kártyára bináris formátumban vannak elmentve, ezeket kell kinyernünk és feldolgoznunk a programmal. Egy struktúra tömbbe tároljuk el az adatokat, majd ezeket kirajzoltatjuk. A sebességet a szögelfordulásból számoljuk. Értéke lehet pozitív és negatív is, annak megfelelően, hogy melyik irányba tekeri a beteg az ergométert. Alapvetően a szögelfordulásból nem tudnánk meghatározni az irányt, de az irreálisan nagy szögelfordulás és a nagy mintavételi sebesség miatt következtethetünk. A meghatározott sebességet Savitzky–Golay szűrő segítségével kisimítjuk, és végül ez kerül kijelzésre. Amennyiben szükséges, megjelenítjük a pillanatnyi teljesítményt, szöggyorsulást, pulzust és a már korábban említett gyűjtött
56
adatokat. Valós körülmények közötti mérések és orvosi konzultációk után szeretnénk megalkotni a leghasznosabb és legjobban kezelhető szoftvert. A kialakítása jelenleg is folyamatban van. A rendszeres edzésről-edzésre történő adatgyűjtés segítségével nyomon tudjuk követni a hosszú távú következményeket és változásokat a beteg állapotában. A 8.11. ábrán látható a paramétereket megjelenítő szoftver egyik változatát.
8.11. ábra Az adatokat megjelenítő szoftver által rajzolt grafikonok
Az ábrán láthatók a már korábban említett és részletezett jellemzők. Itt grafikusan is megjelennek az egyes csatornák paraméterei (amplitúdó, impulzus szélesség, frekvencia). Láthatók a vérnyomás adatok (systoles, diastoles), amiket a próbamérés során bevittünk a rendszerbe. Ezek általános jellemzők, amelyeket eddig a jegyzőkönyvekbe kézzel írtak be. A pillanatnyi sebesség mérésének és elemzésének jelentőségét is tárgyaltuk már, ebből származtatható a gyorsulás, a teljesítmény és egyéb jellemzők. A szög pillanatnyi értéke és az előrebecsült érték is megjelenik, amely jelentőségét fentebb szintén kifejtettük. A szoftver segítségével megjeleníthetők az eddig tárgyalt edzésparaméterek, ezáltal elemezni lehet az adatokat.
57
8.3 Online monitorozás Az adatgyűjtésből származó információkat nem csak offline szeretnénk elérhetővé tenni, hanem célunk volt az online adatfeldolgozás is. Megvalósítottuk soros porton keresztül a kommunikációt a PC és a stimulátor között. A soros portról érkező adatokat egy Labviewban írt szoftver segítségével tudjuk feldolgozni. (8.12. ábra) Jelenleg a sebességet, a szöghelyzetet (piros) és a szög előrebecslést (kék) jelenítjük meg ezek jelentőségét már részletesen bemutattuk a 5.3, 7.1 fejezetben. Jelenleg dolgozunk a többi gyűjtött adat kijelzésén is. Az adatkommunikációt tehát már megvalósítottuk, és van egy alap szoftverünk, amit bizonyítja a módszer működőképességét, így nyugodtan kezdünk neki az ilyen irányú fejlesztéseknek.
8.12. ábra Adatok online kijelzése Labview programmal
Azért nagyon fontos az online monitorozás, mert így még kényelmesebbé tudjuk tenni a rendszerünk használatát. Óriási lehetőségek rejlenek ebben a megvalósításban.
Tehermentesíthetjük
az
orvosokat,
a
betegeket
és
hozzátartozóikat. Akár az is megoldható, hogy a paraplég otthon tud edzeni teljes orvosi felügyelet alatt, mivel az összes paramétert eljuttatjuk a távol lévő orvoshoz. Így nem kell a pácienseknek és segítőjüknek rendszeresen beutazni a rehabilitációs intézetbe. Ezen kívül az otthoni edzést nagyobb gyakorisággal lehet végezni. Így még hatékonyabbá tehető a rehabilitáció.
58
9 Fejlesztési lehetőségek Rengeteg fejlesztési lehetőségünk van. Az eszköz készen van, és használható, de a további orvosi kutatások újabb igényeket tárhatnak fel. A leendő igényekre már a tervezéskor figyeltünk, például a paraméterek intervallumai jóval túlnyúlnak a jelenleg klinikailag alkalmazottaknál, de ennek ellenére kaphatunk más újításokat is. Például a jelalakra vonatkozó specifikáció változhat. Szinusz vagy trapéz alakú kimenetet kell generálnunk a simább, finomabb mozgás eléréséhez. A továbbfejlesztési lehetőségek tárháza nagyon nagy és a folyamatos egyeztetések, konzultációk fogják megadni az irányvonalat.
9.1 Rövidtávú fejlesztési lehetőségek Néhány hónapon belül szeretnénk továbbfejleszteni a rendszerünket és olyan funkciókat beépíteni, amely óriási jelentőséggel bírnak. Szeretnénk kibővíteni a monitorozást úgy, hogy mérni tudjuk a belégzett és kilégzett oxigén mennyiségét. Ebből is a terhelés mértékére lehet következtetni. Ezt egy oxigén szenzor segítségével tudnánk megvalósítani. Egy maszk és egy hozzácsatolt hosszú csőben lévő szenzorból állna a berendezés. A/D konverter segítségével század százalékos pontosságot tudnánk elérni, ami bőven eleget tesz a követelményeknek. A pulzusmérés segítségével kereshetünk összefüggéseket arra, hogy a szívet mennyire befolyásolja a stimuláció. Az ingerlés és a szívdobbanás közötti korrelációt kell vizsgálnunk. Ha a szív Fourier-spektrumában rendellenesség fedezhető fel, akkor érdemes ilyen irányban is foglalkozni a fejlesztésekkel. Célunk a hőmérsékletmonitorozás, amelyet több csatornán végzünk. Ebből a keringésre tudunk következtetni. Egészséges embereknél az edzés során fokozódik a véráramlás így melegszik a végtag. Ezek összefüggését lehetne vizsgálni az általunk elképzelt eljárással. Hőkamerás felvételeket végeztünk biciklizés közben és valóban azt az eredményt kaptuk, hogy az edzés folyamán melegedtek a végtagok. (9.1. ábra) Az ilyen irányú kutatások számára ez igen bíztató eredmény.
59
A
mérés
működőképességét
előzetes
kísérletekkel
megpróbáltuk
alátámasztani.
.
9.1. ábra Hőkamerás felvételek a végtagok melegedéséről
A hőkamera nem a legmegfelelőbb eszköz az ilyen jellegű mérésekhez. Nem elég pontos, a környezeti hatások befolyásolják a méréseket (külső hőmérséklet nagyon meleg, hideg) és nem utolsósorban rendkívül drága eszköz. A mi megoldásunk lényegesen olcsóbb lesz és kevésbé fog függni a környezeti hatásoktól. A mozgásképtelen végtagok vérkeringése korlátozottabb, mint az egészséges területeteké. Különböző egészséges és bénult területeken mérnénk hőmérsékletet. A hőmérő elemeket a bőrfelszínre tapasztanánk így nem befolyásolják a méréseket a
60
külső hatások. A hőmérsékletváltozásokat, valamint több ponton a hőmérsékletek összefüggését kell vizsgálni és ezekből kell levonni a megfelelő konzekvenciákat. Ezek az eljárások segítenék a kutatók munkáját, hogy minél jobb és hatékonyabb rehabilitációs edzésprogramokat alakítsanak ki. Talán a legfontosabb fejlesztés, amit a következő hónapra tervezünk, az online monitorozásnak a kibővítése. Mint már említettük nagyon nagy lehetőségek rejlenek benne, ezért szeretnénk minél több energiát fordítani az ilyen irányú célok megvalósítására. A kibővített funkciók távoli felhasználását megoldhatjuk vezetékes számítógép hálózat, WIFI hálózat vagy mobiltelefon hálózat közbeiktatásával, ami nagymértékben javítja a kialakított stimulátor rendszer flexibilitását.
9.2 Távlati célok és lehetőségek A két év folyamán több professzor és doktorandusz érdeklődött a munkánkról. Megosztottuk velük tapasztalatainkat, és a beszélgetések során felvetődött néhány nagyon érdekes felhasználási lehetőség. Az egyik ötlet szerint beültethető agyi elektródákon keresztül kellene ingerelni a különböző területeket. Először természetesen állatokon lenne tesztelve, és csak később kerülne klinikai alkalmazásba. Ehhez a kimenetet kell átalakítani ésszerű keretek között. Elég lenne csak egy kimenet, aminek a szerkezete hasonló a megvalósítotthoz, de kisebb teljesítményű és pontosabb alkatrészekből építenénk meg. Más mozgásvezérlésekhez is fel lehetne használni a stimulátort. Kézmozgást segítő eszközként is funkcionálhatna. Ehhez természetesen más bemeneti egységek, pozíciószenzorok kellenek.
61
10 Összefoglalás A feladatkitűzésbe foglalt problémákat elvégeztük és végeredményben egy működő izomstimulátort sikerült kifejleszteni, ami a mozgássérültek izmainak rehabilitációjára és edzésben tartására használható. Ezáltal javul az egészségi állapotuk és nő a komfortérzetük. Az eszköz több fontos újítást foglal magába a kereskedelemben kaphatókhoz képest.
A
flexibilitása
rehabilitációjának
miatt
lehetőséget
továbbfejlődéséhez.
A
nyújt
páciensek
a
mozgássérültek
stimulációs
izom
mintázatának
kialakítása egyedi; ahhoz hogy finom mozgásokat tudjanak előidézni, szükség van a megfelelő
paraméterek
precíz
hangolhatóságára.
Az
áramerősség
szabályozhatóságát (1-130mA) PWM-mel oldottuk meg, és a mikrokontrollerhez illesztett áramkörrel állítottuk elő a tényleges amplitúdót. A frekvencia (10-200Hz) és impulzusszélesség (10us-1ms) változtatását szoftveresen valósítottuk meg és egy kapcsoló áramkört vezérlünk a mikrovezérlővel. A tervezésnél figyelembe vettük a szabványokat, orvosi előírásokat. Optocsatolókkal minden egységet galvanikusan leválasztottunk. Elektromos és vezérlési problémák esetére is felkészültünk, kivédtük az egészségkárosító hatásokat. Nem maradhat állandó áramterhelés alatt a beteg, mert
a
Half
Bridge
Driver-ek
tápellátását
kondenzátorok
biztosítják.
A
feszültségforrást hat darab AA elem szolgáltatja. Törekedtünk a méret és a súly minimalizálására, ezzel még mobilabbá vált a stimulátor. Adatgyűjtő funkció beépítésével visszajelzést adunk az edzés folyamatáról és ennek függvényében változtathatnak a stimulációs mintázaton az orvosok, hogy még hatékonyabb legyen a rehabilitáció. Elősegíthetjük a stimulátor otthoni használatát, és a klinikai kutatásokat az online monitorozással. Az edzés teljes körű megfigyelés alatt van. Az adatok egyszerűen használható grafikus felületű szoftverrel megjeleníthetők. Egy olyan dinamikus eszköz lett a végeredmény, amely más mozgásfajták kialakítására is alkalmazható. Egy biztonságos és a klinikai alkalmazásban jól használható izomstimulátort fejlesztettünk ki, amely technikai alapot nyújt olyan kutatásokhoz, amelyek bicikliző, vagy egyéb mozgásokat szeretnének előidézni mozgássérültek rehabilitációjának céljából.
62
11 Köszönetnyilvánítás Köszönettel tartozunk
Tihanyi Attilának és Dr. Laczkó Józsefnek, akik mérhetetlen türelmükkel és szakértelmükkel segítették a TDK elkészítését.
63
12 Irodalomjegyzék [1]
Laczkó J., Klauber A., Molnár L.: Application of a Mathematical Brain Theory in Rehabilitation of Spinalcord Injured Patients. In: Third Vienna Muscle Symp. Ed. G. Freilinger & M. Deutinger, pp.309-312. Wien Blackwell-MZV, ISBN 3-901158-02-2. (1991)
[2]
Szentágothai János, Réthelyi Miklós: Funkcionális anatómia I. Medicina könyvkiadó RT. Budapest (2002)
[3]
Nagy Ildikó: Egészségügyi ismeretek jegyzet (2009) http://szocialis-gondozo.lapunk.hu/?modul=oldal&tartalom=702223
[4]
http://www.akciospotencial.blog.hu
[5]
Szécsi J, Fincziczki Á, Laczkó J, Straube A.: Elektrostimuláció segítségével meghajtott (háromkerekű) kerékpár: Neuroprotézis harántsérült páciensek mindennapos használatára. Rehabilitáció, 15. Évfolyam pp.9-14 (2005)
[6]
Szecsi J, Fincziczki A, Laczko J, Klauber A: Functional electrical stimulation for cycling of paraplegics: individual adaptation of the clinical environment in Hungary. 11th Annual Congress of the European College of Sport and Science, Book of abstracts, p.406. (2006)
[7]
https://wiki.itk.ppke.hu/twiki/pub/PPKE/ElektrofizII/03_FESTIM2009.pdf (Eklektrofiziológiai mérések és protézisek II előadás)
[8]
Pilissy Tamás: Lábmozgások kinematikai és bioelektromos jellemzőinek modellezése gerincsérültek és egészségesek kerékpározó mozgásánál. Szakdolgozat PPKE ITK (2007)
[9]
Robert G. Dennis, Douglas E. Dow, John A. Faulkner: An implantable device for szimulation of denervated muscles in rats, Medical Engeneering & Physics 25 (2003)
[10]
Magyar Szabványügyi Testület: COUNCIL DIRECTIVE 93/42/EEC of 14 June 1993 concerning medical devices (OJ L 169, 12.7.1993, p. 1)
[11]
Kormos Dávid: Izomstimulátor fejlesztése. Mérnöki tervezés beszámoló (2009)
[12]
Dr. Laczkó József, Tihanyi Attila: Izomstimulátor specifikáció (2008)
[13]
Lucio Di Jasio: Programming 16-Bit PIC Microcontrollers in C: Learning to Fly the PIC 24. ISBN: 0750682922 (2007 Mar)
[14]
Kingbright Corporation: KB817 - GENERAL PURPOSE HIGH ISOLATION VOLTAGE SINGLE TRANSISTOR TYPE PHOTOCOUPLER SERIES – (2005) http://pdf1.alldatasheet.net/datasheet-pdf/view/113354/KINGBRIGHT/KB817.html
[15]
Microchip Technology Inc: 600 nA, Rail-to-Rail Input/Output Op Amps (2002) http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/microchip/21669b.pdf
64
[16]
ON Semiconductor: Linear & Switching Voltage Regulator Handbook (2002 Februar) http://www.fer.hr/_download/repository/Linear___Switching_Voltage_Regulator_H andbook_%28ON_Semiconductor%29.pdf
[17]
Tamás Pilissy, András Klauber, Gábor Fazekas, József Laczkó, Johann Szécsi: Improving functional electrical stimulation driven cycling byproper synchronization of the muscles, Ideggyogy Sz. 61(5–6):162–167. (2008)
[18]
Ferrante S, Saunders B., Duffell L., Pedrocchi A., Hunt K., Perkins T.: Donaldson N., Quantitative evaluation of stimulation patterns for FES cycling, 10th Annual Conference of the International FES Society, Montreal, Canada (2005 july)
[19]
Ulrich Tietze, Christoph Schenk: Analóg és digitális áramkörök, Műszaki Könyvkiadó, Budapest (1993)
[20]
Microchip Technology Inc: PIC24FJ256GB110 Family. Data Sheet, DS39897B (2008) http://ww1.microchip.com/downloads/en/DeviceDoc/39897c.pdf
[21]
Designing Hardware for Microsoft ® Operating Systems: FAT: General Overview of On-Disk Format (1999 May) http://www.frontiernet.net/~fys/docs/fatgen102.pdf
[22]
Displaytech Ltd.: Product Specification 164A Series http://techwww.in.tu-clausthal.de/site/Projekte/Wetterstation/datenblaetter/DIS164A.pdf
[23]
James M. Bower, David Beeman: Exploring Realistic Neural Models with the GEneral NEural SImulation System. The Book of GENESIS, New York (1998)
[24]
Gerber Balázs: Sportolók izomrost-összetételének becslése. Önálló labor beszámoló (2009)
[25]
Nils A. Hakansson, M. L. Hull: The Effects of Stimulating Lower Leg Muscles on the Mechanical Work and Metabolic Response in Functional Electrically Stimulated Pedaling. IEEE TRANSACTIONS ON NEURAL SYSTEMS AND REHABILITATION ENGINEERING, VOL. 18, NO. 5 (2010 October)
[26]
Chien-Chih Chen, Zong-Cian He, Ya-Hsin Hsueh: An EMG Feedback Control Functional Electrical Stimulation Cycling System. Journal of Signal Processing Systems (2009 November)
[27]
G Krstacic, D Gamberger, A Krstacic, T Smuc, D Milicic: The Chaos Theory and Nonlinear Dynamics in Heart Rate Variability in Patients with Heart Failure. Computers in Cardiology (2008 Szeptember)
[28]
Tim Williams: EMC for Product Designers Front cover. Fourth Edition (2006 December)
65
13 Melléklet Tapasztalatok az izomstimuláló berendezés használatával kapcsolatban
Kialakítása: Az általános kialakítása megfelelő, a használat során hiányosságot nem tapasztaltunk. Az elemtartóban található fém illeszkedések nem kellőképpen erősek, elemcsere során kiemelten figyelni kell az elemek megfelelő behelyezésére, különben a rossz illeszkedés miatt nem működik a berendezés. Mobilitás szempontjából jó választás
az
elemes
áramforrás,
de
szükséges
lehet
egy
hálózati
egység/bemenet/adapter kialakítása helyhez kötött használathoz a megbízható működés (elem váratlan lemerülése elkerülésével) és anyagi megfontolások figyelembe vétele miatt. A gombok megfelelőek, a mindennapos használatot jól bírják, a különböző beállítások elvégzéséhez kellőképpen érzékenyek. A vezetékek kezelése nehézkes, bár a munkát nem gátolják, legfeljebb csak időigényessé teszik az elektródák felszerelését. Javasoljuk eltávolítható vezetékek alkalmazását, melyeket a valamilyen illesztéssel lehetne rákötni a központi egységre használat előtt, majd utána el lehet távolítani azokat, így a berendezés könnyebben lenne áthelyezhető egyik helyről a másikra, valamint egyszerre csak a használt csatornáknak megfelelő számú vezetékre lenne szükség.
Software: A
berendezésre
telepített
program
egyértelmű,
könnyen
és
kellően
érzékenyen állítható be, használata során problémával nem találkoztam. Javasolnám egy beépített visszajelzés létrehozását, ami valós időben mutatná a kijelzőn (hang nem szükséges), hogy éppen melyik csatornán megy jel (melyik elektródán van impulzus), így ellenőrizhetővé válna, hogy a kezelő jól állított-e be például a 0 szöget.
Alanyok visszajelzései: Az alanyok körülbelül szeptember eleje óta használják rendszeresen a berendezést.
Ez
előtt
egy
másik
stimulátort
használtak.
Többségüknél
a
66
kerékpározás dinamikusabb, kevésbé rángató (simább), maga a mérés kevésbé megterhelő ezzel a berendezéssel, mint a régivel. Akinél ez nem mondható el, ott érezhetően nem változott a kerékpározás dinamikussága és a mérés szervezetre gyakorolt megterhelő hatása, de a mozgás simasága náluk is lényegesen javult. Az alanyok eleinte tartottak a régi, jól bevált stimulátor lecserélésétől, de mára ez elmúlt, sőt sokat dicsérik a jelenleg használt („új”) stimulátort, főleg amiatt, hogy a mérés elején korábban megszokott görcsös kerékpározás nem jelentkezik, a mozgás megkezdésétől a befejezéséig kevesebb görcsös izom-összehúzódás tapasztalható.
Összegzés: Összességében elmondható, hogy a berendezés tartósan is jól használhatóm, használata során probléma nem tapasztalható, az alanyok részéről panasz nem volt, sőt fogadtatása igen pozitív, a korábban említett előnyei miatt. A mindennapi használatot, könnyebb kezelést szolgáló kisebb javaslatok figyelembe vétele és végrehajtása után a stimulátor használata kényelmesebbé és egyszerűbbé válhat, mindemellett jelenleg is jól használhatóm mind a kezelő szempontjából, mind pedig az alanyok visszajelzései alapján.
Országos Orvosi Rehabilitációs Intézet, 2011. január. 10.
67
