ekg sİnyallerİnİn bluetootheee.ktu.edu.tr/bitirme.dosyalar/bitirme_projeler_archive... · 2014....
TRANSCRIPT
-
T.C.
KARADENİZ TEKNİK ÜNİVERSİTESİ
MÜHENDİSLİK FAKÜLTESİ
ELEKTRİK-ELEKTRONİK MÜH. BÖLÜMÜ
EKG SİNYALLERİNİN BLUETOOTH
İLE İLETİLMESİ
238314 AYDIN KONUK
Yrd. Doç. Dr. ÖNDER AYDEMİR
MAYIS, 2014
TRABZON
-
T.C.
KARADENİZ TEKNİK ÜNİVERSİTESİ
MÜHENDİSLİK FAKÜLTESİ
ELEKTRİK-ELEKTRONİK MÜH. BÖLÜMÜ
EKG SİNYALLERİNİN BLUETOOTH
İLE İLETİLMESİ
238314 AYDIN KONUK
Yrd. Doç. Dr. ÖNDER AYDEMİR
MAYIS, 2014
TRABZON
-
BİTİRME PROJESİ ONAY FORMU
Aydın KONUK tarafından Yrd. Doç. Dr. Önder AYDEMİR yönetiminde hazırlanan “EKG
Sinyallerinin Bluetooth İle İletilmesi” başlıklı lisans bitirme projesi tarafımızdan incelenmiş,
kapsamı ve niteliği açısından bir Lisans Bitirme Projesi olarak kabul edilmiştir.
Danışman: Yrd. Doç. Dr. Önder AYDEMİR …………………………….
Jüri Üyesi 1: Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU …………………………….
Jüri Üyesi 2: Prof. Dr. Ali GANGAL …………………………….
Bölüm Başkanı: Prof. Dr. İsmail H. ALTAŞ ……………………………
-
III
ÖNSÖZ
Bu proje, kalpte meydana gelebilecek problemleri teşhis etmede kullanılan EKG cihazının
çeşitli kullanım zorluklarını ortadan kaldırmak, maliyetini düşürmek ve enerji tüketimini
azaltmak için önerilmiştir.
Bu projenin hazırlanmasında yardımcı olan kıymetli hocam Sayın Yrd. Doç. Dr. Önder
AYDEMİR’e teşekkür ederim. Ayrıca ‘2241-A- Sanayi Odaklı Lisans Bitirme Tezi Destekleme
Programı’ burs programı adı altında projemi destekleyen Sayın TÜBİTAK yetkililerine, bunun
yanında çalışmamı destekleyen Elektrik- Elektronik Bölüm Başkanlığı’na içten teşekkürlerimi
sunarım.
Ayrıca çalışmalarım boyunca bana sürekli destek olan arkadaşlarım Sayın Öznur BAK’a,
Sayın Kadir ÖZEN’e, Sayın Yükselen PINAR’a ve hayatım boyunca her konuda benden maddi
ve manevi desteğini esirgemeyen aileme saygı ve sevgilerimi sunarım.
Mayıs 2014
Aydın KONUK
-
IV
İÇİNDEKİLER
Lisans Bitirme Projesi Onay Formu II Önsöz III İçindekiler IV Özet VI Semboller Ve Kısaltmalar VII
1. Giriş 1 1.1. Tarihsel Gelişim 1 1.1.1. Elektrokardiyografi ve Gelişimi 1 1.1.2. Bluetooth ve Gelişimi 4 1.2. Literatür Taraması 5 1.3. Malzeme/Teçhizat 6
2. Teorik Altyapı 8
2.1. Kalp 8
2.2. Kalbin Katmanları 9
2.2.1. Dış Tabaka (Pericardium veya Epicardium) 9
2.2.2. Orta Tabaka (Mycardium) 9
2.2.3. İç Tabaka (Endocardium) 9
2.3. Kalbin Uyarı ve Elektriksel İletimi 9
2.3.1. Sinoatrial (SA) Düğüm 10
2.3.2. Atriovektürel (AV) Düğüm 10
2.3.3. His Demeti ve Kolları 10
2.3.4. Purkinje Lifleri 10
2.4. Elektrokardiyogram’ın Özellikleri 10
2.4.1. Depolarizasyon ve Repolarizasyon Dalgaları 13
2.4.2. Elektrokardiyogram Derivasyonları 13
2.4.2.1. Bipolar Derivasyon 13
2.4.2.2. Unipolar Derivasyon 13
2.4.3. Elektrokardiyogram’ın Zaman ve Gerilim Kalibrasyonu 13
2.4.4. Elektrokardiyografik Bağlantılar 14
2.4.4.1. Üç Çift Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı 14
2.4.4.2. Genişletilmiş Tek Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı 16
-
V
2.4.4.3. 12 Kanallı Elektrokardiyografik Bağlantı 17
2.5. Bluetooth’un Temel Özellikleri 17
2.5.1. Birlikte Çalışabilirlik 17
2.5.2. Kısa Mesafe Kablosuz Haberleşme Yapısı 18
2.6. Bluetooth Şebeke Yapısı 18
2.6.1. Piconet 18
2.6.2. Scatternet 19
3. Tasarım 20
3.1. EKG Sinyallerini Algılamada Kullanılan Materyaller 21
3.1.1. EKG Benzetimi 21
3.1.2. Yüzey Elektrotları 22
3.1.3. AD624ADZ Enstrümantasyon Yükselteci 22
3.1.4. LM348 İşlemsel Yükselteci 24
3.1.5 Arduino Mega 2560 25
3.1.6. HC05 Bluetooth Modülü 25
4. Deneysel Çalışmalar 27
4.1. Veri Algılama Devresi 27
5. Sonuçlar 31
6. Yorumlar ve Değerlendirme 33
Kaynaklar 34
Ekler 36
EK-1 IEEE Etik Kuralları 36
EK-2 IEEE Code of Ethics 38
EK-3 Mühendisler İçin Etik Kuralları / Code Of Ethics For Engineers 39
EK-4 Disiplinlerarası Çalışma 40
EK-5 Standartlar ve Kısıtlar Formu 41
EK-6 AD624 Data Sheet 42
EK-7 LM348 Data Sheet 45
Özgeçmiş 49
-
VI
ÖZET
Kalp problemlerinin teşhis etmek amacı ile kullanılan EKG cihazları kablo çokluğundan
dolayı kullanıcısına zorluklar yaşatmaktadır. Bu projede sinyaller Bluetooth ile iletilecek
olduğundan bu gibi zorluklar ortadan kaldırılacaktır. Bunun yanında cihazın boyu küçültülecek
ve güç harcaması azaltılarak enerji tasarrufu sağlanacaktır.
Hasta vücudundan elektrotlar yardımıyla alınan kalp sinyalleri çok düşük genlikli
olduklarından öncelikli olarak bir enstrümantasyon yükseltecine uygulanıp sinyal 1000 kat
yükseltilmiştir. Daha sonra yükseltilen bu sinyal bir Alçak Geçiren Süzgeçten (AGS)
geçirilmiştir. Sonrasında ise sinyal, 3 adet işlemsel yükselteçten geçirilerek iletilebilecek seviye
getirilip ve Arduino-Mega işlemcisi üzerinde bulunan Analog/Dijital Çevirici (ADC) yardımı
ile sayısallaştırılıp Bluetooth modülü ile bilgisayara gönderilmiştir. Bilgisayara gönderilen bu
veriler Processing görsel arayüz programı yardımı ile veriler görüntülenip, kaydedilmiştir.
Son olarak devre şemalarının çizimi ve gerekli testlerin yapılması için ISIS programı
kullanılacaktır.
-
VII
SEMBOLLER VE KISALTMALAR
Ac Ortak Kazanç
Ad Diferansiyel Kazanç
Ag Gümüş
AV Atriovetriküler
ADC Analog/Digital Converter – Analog Sayısal Çevirici (ASÇ)
AGS Alçak Geçiren Süzgeç
AKD Ayrık Kosinüs Dönüşümü
aVF Arttırılmış Bacak Potansiyeli
aVL Arttırılmış Sol Kol Potansiyeli
aVR Arttırılmış Sağ Kol Potansiyeli
AgCl Gümüş Klorür
BD_ADDR Bluetooth Donanım Adresi – Bluetooth Hardware Device Address
bit/s Saniyede iletilen bit sayısı – Bits per second
CMRR Common Mode Rejection Ratio
DA Doğru Akım (AC)
EDR Enhanced Data Rate
EKG Elektrokardiyogram
GSM Global System for Mobile Communications
IEEE Elektrik – Elektronik Mühendisleri Enstitüsü – Institute of Electrical Electronics Engineers
LA Sol Kol
LL Sol Bacak
LZW Lempel Ziv Welch
PRASMMA Peak Rejection Adaptive Sampling Modified Moving
-
VIII
RA Sağ Kol
RF Radyo Frekansı
SA Sinoatrial Düğüm – Sinüs Düğümü
SIG The Bluetooth Special Interest Group
USB Evrensel Seri Veri Yolu – Universal Serial Bus
UART Universal Asynchronous Receiver/Transmitter – Evrensel Eş Zamanlı Alıcı/Verici
VF Sağ Bacak Potansiyeli
VL Sol Kol Potansiyeli
ms milisaniye
mV milivolt
H harfi
B harfi
-
1. GİRİŞ
Elektrokardiyografi (EKG) kalp problemlerini teşhis etmede kullanılan bir cihazdır.
EKG kalpte meydana gelen elektriksel değişiklikleri kaydetmeye dayanan bir yöntemdir.
Bu kayıt işlemi, kollara, bacaklara ve göğsün kalbe yakın olan kısımlarına yerleştirilen
elektrotlar yardımıyla ölçülmektedir. Kayıt işleminde kullanılan bu elektrotlar, EKG
cihazına kablolar aracılığı ile bağlıdır [1].
Günümüzde Teletıp teknolojisinin gelişmesi ile birlikte EKG cihazları daha akıllı ve
ekonomik olarak üretilir. Buna ek olarak herhangi bir hastalığın teşhisinde ve tedavisinde
mekâna bağımlılık ortadan kaldırılır. Teletıp’ın bu ve buna benzer gelişmelerinin yanında
verilere hemen ulaşma, doğruluk derecesini arttırma ve maliyeti düşürme gibi yaraları da
bulunur.
EKG izleme sistemlerinin kablosuz bir şekilde olması için gelişmiş haberleşme
teknikleri kullanılmaktadır. Bu izleme sistemleri eş zamanlı ve kaydet-gönder olmak üzere
iki şekildedir. Bu sistemlerin gerçekleştirilmesi için Bluetooth teknolojisi, cep telefonu, 3G
teknolojisi ve internet gibi sistemler önerilebilir.
Bunların yanında ülkemizde sağlık sektörüne çok ciddi miktarda para aktarılmaktadır.
Bu durum kimi zaman ekonomimize ciddi zararlar vermektedir [2]. Bu ekonomik yükten
kurtulmak için tıbbı cihazları daha ucuza mal etmeli ve en önemlisi de yerli üretimi
yapmamız gerekmektedir. Bu projede kullanılacak olan malzemelerin maliyetlerinin düşük
olması, üretim kolaylığı gibi nedenlerden dolayı ülke ekonomisini büyük bir yükten
kurtarmanın ilk adımını atmak için böyle bir proje önerisi hazırlandı.
1.1. Tarihsel Gelişim
1.1.1 Elektrokardiyografi ve Gelişimi
EKG cihazı, hastaların kalp sinyallerini incelemek için geliştirilmiştir. EKG cihazının
öncelikli amacı kalp verilerini ortaya çıkarmaktır. Bundan dolayı kalp hastalıkları daha da
iyi bir şekilde araştırılabilir. Fakat günümüzde genellikle hastanelerde kullanılan EKG
cihazı hem pahalı hem de büyüktür. Büyük olmasından dolayı hastanın hareket kabiliyetini
-
2
kısıtlar ve hastanın yataktan çıkmasına engel olur [3]. Bluetooth’lu EKG cihazı genel
olarak üç kısımdan oluşur. Bunlar; EKG devresi, işaret işleme bölümü ve bilgisayar arayüz
programıdır. Şekil 1.1’de Bluetooth’lu EKG sisteminin genel bölümleri görülmektedir.
Şekil 1.1. Bluetooth’lu EKG cihazının genel bölümleri
EKG’nin tarihine baktığımız zaman; 17. ve 18. yüzyıllarda elektrik bulunmuş, daha
sonra hayvanlar üzerindeki etkileri ortaya konulmuştur. 19. yüzyılda ise insan kalbindeki
küçük gerilimleri tespit edem bir cihaz bulunmuştur. İlk olarak 20. yüzyılın başlarında
EKG sinyallerinin ilk doğru örnekleri kaydedilmiştir. EKG’nin tarihsel gelişimi şu
şekildedir:
Floransa’da fizik profesörü Leopoldo Nobilli Astatik Galvanometre’yi geliştirmiştir.
Geliştirilen bu hassas galvanometre ile 1827 yılında kurbağanın vücudundan akan
akım tespit edilmiştir.
1838 yılında, Pisa üniversitesinin fizik profesörü Carlo Matteucci ve öğrencisi her bir
kalp atışı ile birlikte elektrik akımının olduğunu göstermişlerdir.
1856 yılında, Fransız fizikçi Gabriel Lippmann Kılcal damar Elektrometre’yi icat
etmiştir. Bunun devamında 1876 yılında, Marey bu elektrometreyi kullanarak kurbağa
kalbindeki elektriksel aktiviteyi kaydetmiştir.
1878 yılında ise İngiliz fizyologlar John Burder Sanderson ve Frederic Page kalbin
elektrik akımını aynı yöntem ile ölçerek bunun iki fazdan meydana geldiğini
belirlemişler ve bunlara QRS ve T diye isim vermişlerdir. Şekil 1.2’de bir EKG ölçüm
örneği görülmektedir.
-
3
Şekil 1.2. EKG ölçüm örneği [1]
1887 yılında, İngiliz fizyolog Augutus D. Walker insanın ilk elektrokardiyografisini
yayınlamıştır.
1905 yılında, Einthoven ölçtüğü EKG sinyallerini hastaneden 1,5 km uzaklığındaki
laboratuvarına telefon kabloları aracılığı ile iletmeyi başarmıştır.
1928 yılında, Ernstine ve Levine EKG sinyalinin yükseltilmesinde vakum tüpünü
kullanmışlardır. Bunun devamında Frank Sanborn’un şirketi EKG cihazının yaklaşık
23 kg’lık ve 6 V ile çalışan masaüstü portatif sürümünü geliştirmişlerdir.
1938 yılında, Amerikan kalp vakfı ile İngiliz kardiyoloji vakfı göğüs bağlantısının
standardını belirlemişlerdir (V1, V2, V3, V4, V5, V6 ). Şekil 1.3’te göğüs bağlantısının
bir örneği görülmektedir.
Şekil 1.3. Göğüs bağlantı yerleri [1]
-
4
1948 yılında, İsveçli mühendis Rune Elmqvist fizyolojik sinyalleri yazdırmak için ilk
kez mürekkepli yazıcıyı geliştirdi. Daha sonra 1950 yılında EKG sinyallerinin
yazımında ilk kez kullanıldı.
1999 yılında, Teksaslı araştırmacılar, 12 kanallı EKG’nin kablosuz bağlantı üzerinden
bilgisayarlara aktarılabileceği ve kardiyologların da bu verileri eksiksiz bir biçimde
yorumlayabileceğini göstermişlerdir [4].
1.1.2 Bluetooth ve Gelişimi
Bluetooth’lu kablosuz haberleşme teknolojisi sabit ve hareketli cihazlarda kısa
mesafede bilgi transferi sağlamak amacı ile geliştirildi. İlk olarak 1994 yılında Ericson
firması tarafından üretildi.
1998 yılında ise, Bluetooth teknolojisinin kullanımını yaymak ve bu teknoloji için bir
standart belirlemek amacı ile The Bluetooth Special Interest Group (SIG) kuruldu [5].
İlk kez 1999 yılında, Bluetooth 1.0 ve 1.0B üretildi fakat bir çok sorunu vardı.
Üreticilerin ürünleri ile uyumlu çalışmakta birçok zorluklar çıkarmaktaydı. Ayrıca bu
sürümlerde bağlantı işleminde Bluetooth donanım adresi (BD_ADDR) gönderilmesi
zorunlu idi.
2000-2001 yılları içerisinde Bluetooth’lu ilk cep telefonu, bilgisayar kartı, mouse,
yazıcı, dizüstü bilgisayar vb. ürünler piyasaya çıkmıştır.
Daha sonra 2002 yılında, Bluetooth 1.1 IEEE Standart 802. 15. 1. 2002 standardına
uygun olarak geliştirildi. Ayrıca 1.0B’ye göre de birçok hatası giderildi. Bunlara ek
olarak şifresiz kanallarda haberleşme olanağı eklendi.
2003 yılında, Bluetooth 1.2 versiyonu geliştirildi. Bu sürümde cihazın bulunması ve
bağlanılması daha da hızlıydı. Ayrıca pratikte iletim hızı 721 kbit/s’ye ulaştı. Bu yıl
içerisinde de Bluetooth’lu ilk müzik çalar üretildi.
2004 yılında, çekirdek özellikli Bluetooth 2.0 versiyonu piyasaya çıkarıldı. Bu
sürümün en önemli özelliği hızlı bilgi transferi için Geliştirilmiş Veri Hızı’na giriş
olmaktadır (Enhanced Data Rate-EDR). Böylece veri hızı 2,1 Mbit/s’ye ulaşmıştır.
Daha sonra 2007 yılında Bluetooth 2.1 piyasaya çıkarılmış ve bu sürüm önceki iki
sürümle uyumlu olarak çalışmıştır.
2009 yılında, Bluetooth 3.0 piyasaya çıkarılmıştır. Bu versiyonun öne çıkan yeniliği
yüksek hızlı data transferi olan 802,11 özelliğinin eklenmesidir.
-
5
Son olarak 2010 yılında Bluetooth Smart (4.0) geliştirildi. Bu sürüm, klasik
Bluetooth teknolojisinin yanı sıra, yüksek hız ve düşük enerji protokollerini de
içermektedir [5], [6].
1.2. Literatür Taraması
K. Kaya, hastaların günlük aktivitelerini engellemeden kullanabilecekleri ve verileri kaydedip daha sonra e-posta yolu ile bir kardiyoloji uzmanına göndermeye çalışmıştır. Bu
iletimi Radyo Frekans (RF) modülleri ile sağlamıştır. Farklı hastaların EKG verilerini kayıt
altına alınabilmekte ve e-posta ile dünyanın herhangi bir yerindeki uzmana
gönderebilmektedir [7].
S. Can, düşük maliyetli bir cihaz tasarlayarak elde edilen verileri telefona göndermeye
çalışmıştır. Bluetooth modülü ile EKG işaretlerini cep telefonuna ileterek telefonda
görüntülenmesini sağlamıştır. Bluetooth yolu ile yaklaşık 10 metre mesafedeki başka
cihazlara veya Global System for Mobile Communications (GSM) operatörleri üzerinden
uzak mesafelere veri akışı sağlanmıştır. Fakat bu çalışmada GSM üzerinden veri
gönderilmesi için şebeke alanı dışına çıkılmaması gerekmektedir [8]. Benzer bir çalışmada
ise A. M. Nasrabadi ve M. H. Kani, vücuttan doğrudan alınan EKG sinyallerini Bluetooth
modülü üzerinden telefona göndermeye çalışmışlardır. Burada da kalp işlevi
bozukluklarını teşhis edebilmişlerdir [9]. Yapılmış bir başka EKG tabanlı çalışmada da H.
Kailanto ve arkadaşları, verileri cep telefonuna gönderip analiz ederek anormal bir durum
olması durumunda o anormal kısmı doktora göndermeye çalışmışlardır. Burada işlem için
geçen sürenin büyük bir kısmı veri analizi için kullanılmıştır [10].
B. Yu ve arkadaşları, düşük güç tüketimi sağlamak için EKG verilerini sıkıştırarak
göndermeye çalışmışlardır. Bunun için de Ayrık Kosinüs Dönüşümü (AKD) ve Lempel
Ziv Welch (LZW) algoritmalarını birleştirerek yeni bir algoritma geliştirmişlerdir. Verileri
iyi bir şekilde sıkıştırarak düşük güç tüketimini sağlamışlardır [11]. Bunun yanında U. T.
Pandya ve U. B. Desai, Peak Rejection Adaptive Sampling Modified Moving
(PRASMMA) isminde bir algoritma geliştirerek hastanın farklı durumları ( koşu, merdiven
çıkma, tenis oynama gibi) için farklı bir filtre uygulamaya çalışmışlardır. Yazılan bu
PRASMMA algoritması bu farklı durumlar için yeni bir filtreleme uygulayarak QRS
karşılığında azalma olmaksızın gürültü azaltılarak veriler gönderilmiştir [12]. Bunlara ek
olarak Y. C. Wei ve arkadaşları da EKG verilerini toplamayı, Bluetooth modülü ile
-
6
iletmeyi ve bu işlemi de LabVIEW yazılım platformu ile bütünleştirerek göndermeye
çalışmışlardır. Sonuç olarak EKG verilerini anlık göndermeyi ve analiz etmeyi
başarmışlardır [13].
S. Özcan, yedi kanallı EKG ölçüm cihazı tasarlayıp, ölçüm verilerini Bluetooth
haberleşme teknolojisini kullanarak bilgisayar ortamında oluşturulan arayüz programına
göndermeye çalışmıştır. Tasarlanan sistem EKG sinyallerini doğru bir şekilde bilgisayara
iletip, gerçek zamanlı bir izleme sağlamıştır. Fakat cihazın ebatları ve kullanılan Bluetooth
anteninin boyutu büyük olmaktadır [14]. Bunun yanında E. Kabalcı ise, vücuttan
elektrotlar yardımı ile doğrudan alınan EKG sinyallerini Universal Asynchronous
Receiver/Transmitter (UART) iletim tekniğini kullanarak bilgisayar ortamına aktarmaya
çalışmıştır. Bu çalışmada iletilen ve alınan sinyaller arasında bir fark görülmemiştir. Bunun
yanında düşük güç tüketimi de sağlanmıştır [3]. Bir diğer çalışmada ise; S. Led ve
arkadaşları, düşük güç tüketimli ve küçük boyutlu, kablosuz bir EKG cihazı tasarlamaya
çalışmışlardır. Sonuç olarak cihaz boyutunu küçülterek taşınabilir olmasını ve hastaların
kullanımı açısından kolaylık sağlamasını başarmışlardır [15].
J. L. Lin ve arkadaşları, hasta üzerinden alınan kalp sinyalleri Bluetooth yolu ile
iletmeye çalışmışlardır. Bunun için üç katmanlı PAN koordinatörü, yönlendirici, ağ
topolojisi gibi hiyerarşi yönlendirme kullanılmıştır. Böylece sistem kendini düzenleyen ağ
yeteneğini, hastanın uzaktan izleme ve denetimi desteklemiştir [16].
D. Simunic ve arkadaşları, ev ve ambulans kullanımı için EKG iletimini sınırlandıran,
Bluetooth teknolojisi kullanarak basit bir kablosuz kanal yapmaya çalışmışlardır. Kablosuz
sistemin kablolu sisteme göre daha avantajlı olduğunu gözlemlemişlerdir. Ayrıca acil bir
durumda da hekime bilgi göndermeyi de başarmışlardır [17].
Yapılacak olan çalışmada da düşük güç tüketimli ve ucuz maliyetli bir EKG cihazı
tasarlanarak veriler Bluetooth ile bilgisayar ortamına aktarılması hedeflenmiştir. Bunun
yanında yerli üretim olacak olmasından dolayı da ülke ekonomisine katkı sağlamak
hedeflenmiştir.
1.3. Malzeme/Teçhizat Olanakları
Sistemin gerçekleştirilmesinde kullanılacak malzemelerin öngörülen bütçesi
Çizelge1.1’de verilmiştir.
-
7
Çizelge 1.1. Taslak bütçe
Önerilen bütçe Tüketime yönelik malzeme
Kırtasiye alımları 120 ₺ Baskı ve cilt giderleri 100 ₺
Fotokopi giderleri 30 ₺ Elektrik-Elektronik sarf malzeme alımı 300 ₺
Hizmet alımı 400 ₺ Toplam 950 ₺
1.4. Çalışma Takvimi
Yapılacak olan projenin yapım süreci bütün dönemi kapsayacak şekilde tasarlanmıştır.
Bunun neticesinde projenin haziran ayında tamamen bitirilmesi hedeflenmiştir. Çizelge
1.2’de çalışma takvimi görülmektedir.
Çizelge 1.2. Çalışma takvimi
Yapılması Planlanan İş ŞUBAT MART NİSAN MAYIS HAZİRAN
Tampon devrenin tasarımı
Çoklayıcı devrenin tasarımı
Yükselteç devrelerinin tasarımı
Süzgeç devrelerinin tasarımı
Arduino’nun programlanması
Bluetooth modülünün eklenmesi
Baskı devrenin çizimi
Baskı devrenin gerçekleştirilmesi
Test
-
2. TEORİK ALTYAPI
2.1. Kalp
Kalp, göğüs bölgesinin hafif sol kısmında yer almaktadır. Ön tarafında sternum denilen
göğüs kemiği, arka tarafında omurga ve yan taraflarında da akciğer ve kaburgalar
tarafından çevrelenmiştir. Bununla birlikte kalp etrafındaki organların çalışmalarını
engellemeden kasılıp gevşeyerek diğer organlar için hayati öneme sahip olan kanı
pompalayan bir organdır [18].
Kalp, dakikada ortalama 60 ila 80 arasında değişen bir hızla çarparak günde yaklaşık
olarak 9000 litre kanı vücuda gönderir. Elimizi kalbimizin üzerine koyduğumuz zaman
duyduğumuz ses kulakçık ile karıncık arasındaki kapakçıkların açılıp kapanma süresidir.
Kalbin ağırlığı, yetişkin bir kadında 200 ila 280 gram, yetişkin bir erkekte ise 250 ila 390
gram ağırlığındadır [19].
Kalp, kanın akciğer ve diğer organlara gönderen iki bölümden oluşmaktadır. Bu iki
bölümün her biri de birer tane Ventrikül ve Atrium’dan oluşmaktadır. Şekil 2.1’de bu
bölümler görülmektedir.
Şekil 2.1. Kalbin bölümleri [18].
-
9
Sağ Kulakçık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sol kulakçığın ön bölgesinde, sağ karıncığın
üst bölgesinde bulunmaktadır. Alt ve üst toplardamara bağlıdır. Kirli kan buradan kalbe
döner.
Sağ Karıncık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sağ kulakçığın alt ve sol bölgesinde, sol
karıncığın ise ön bölgesinde yer almaktadır. Kirli kan buradan akciğerlere gönderilir.
Sol Kulakçık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sağ kulakçığın arka bölgesinde, sol
karıncığın üst bölgesinde bulunur. Akciğerden oksijenlendirilip dönen kan buraya gelir.
Sol Karıncık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sağ karıncığın arka bölgesinde, sol
Atrium’un alt bölgesinde bulunmaktadır. Sol kulakçığa gelen temiz kan buradan diğer
organlara gönderilir [18], [19].
2.2. Kalbin Tabakaları
Kalp başlıca 3 tabakadan oluşmaktadır. Bunlar aşağıda özetle sıralanmıştır.
2.2.1. Dış Tabaka (Pericardium veya Epicardium):
Bu tabaka Perikardiyum Fibrosum ve Perikardiyum Serosum’dan oluşan ve kalbi en
dıştan bir torba gibi saran zardır.
2.2.2. Orta Tabaka (Myocardium):
Kalbin en kalın kas tabakasıdır. Kalpte bulunan ileti sistemine ait hücreler, sinir ve kalbi
besleyen kroner damarlar bu bölgede bulunur.
2.2.3. İç Tabaka (Endocardium):
Kalbin iç yüzeyini örten bu zar, tek katlı epitelyum hücrelerden oluşmaktadır. Bu
tabakada kan damarı bulunmaz [19].
2.3. Kalbin Uyarımı ve Elektriksel İletimi
Kalbin elektriksel iletim sistemi dört bölümden oluşmaktadır. Bunlar; sinoatrial düğüm
(sinüs düğümü- SA), his demeti ve kolları, atrioventriküler (AV) düğüm ve purkinje
fiberlerdir [20].
-
10
2.3.1. Sinoatrial (SA) Düğüm
SA düğümü kalbin atımını başlatan ve ritmini kontrol eden bölgedir. Bu nedenle bu
düğüme hareket hızını belirleyen anlamına gelen Pacemarker’da denilmektedir. Bu
düğümün iletilerinin iletilmemesi gibi anormal durumlarda, atriovetriküler düğüm veya
diğer bölümler bu görevi üstlenirler.
2.3.2. Atriovetriküler (AV) Düğüm
SA düğümde meydana gelen potansiyel 30 ms - 50 ms sonra AV düğümüne
ulaşmaktadır. Bu zaman aralığı Atriumlarda bulunan kanın tamamıyla ventriküllere
aktarılması için yeterli değildir. Bundan dolayı bir müddet gecikme gerekmektedir. Bu
gecikme de AV düğümünden sağlanır. Böylece aksiyon potansiyeli 110 ms’ye kadar
gecikmiş olur.
2.3.3. His Demeti ve Kolları
Bu demete ulaşan uyarılar sağ ve sol dallarından ilerler ve karıncıkların kasında
bulunan purkinje kısmına ulaşırlar.
2.3.4. Purkinje Lifleri
His demeti kollarından buraya ulaşan uyarımlar, purkinje lifleri tarafından karıncık
kaslarına iletilerek kasılmalarını sağlamaktadır [19], [20].
Buradan da görüldüğü gibi kalp, bu ileti sisteminden dolayı fonksiyonel bir şekilde
çalışmaktadır. Bu şekilde kalp kaslarının kasılması sonucunda bir elektriksel işaret
meydana gelir ve bu işaret EKG cihazı sayesinde insan vücudundan algılanabilir.
2.4. Elektrokardiyogram’ın Özellikleri
Vücutta durgun halde bulunan hücre dış yüzeyinin herhangi bir kısmından uyarılınca, o
noktada hücrenin içi de dışı da negatifleşir. Buna depolarizasyon denir. Bu durumda
hücrenin bir tarafı negatifleştiği için pozitif kısımdan buraya doğru bir akım akacaktır. Bu
akıma depolarizasyon akımı denilmektedir. Bu kutuplaşma durumunun geri dönüşümüne
repolarizasyon denir. Bu durumda akan akıma da repolarizasyon akımı denmektedir.
-
11
Kalpte bu şekilde oluşan depolarizasyon ve repolarizasyon akımları vücuda yayılır.
Yayılan bu akımlar EKG cihazına bağlı elektrotlar ile bunları algılamak ve kaydetmek
mümkündür. Kaydedilen bu polarizasyonlara Elektrokardiyogram denir [18]. Şekil 2.2’de
örnek bir elektrokardiyogram işareti görülmektedir.
Şekil 2.2. Elektrokardiyogram işareti [20]
Şekil 2.2’ de gösterilen harfler değişik bölgeleri temsil etmektedir. Atriumların
kasılması P dalgası olarak temsil edilir. His demetimin iletimi P-Q aralığında,
ventriküllerin depolarize olması QRS aralığında, ventrikül hücrelerinin yavaş bir şekilde
repolarize olması ST aralığında olur. Örneğin sağlıklı bir kimsede kalp vuruş hızı dakikada
75 ise P, PR, QRS sırası ile 0,1 ms, 0,13 ms, 0,08 ms’dir [20].
2.4.1. Depolarizasyon ve Repolarizasyon Dalgaları
4 aşamada kalp kas lifinin depolarizasyon ve repolarizasyon dalga şekilleri Şekil 2.3’te
görülmektedir. Kırmızı renk depolarizasyon olarak belirlenmiştir. Depolarizasyon
esnasında zar içerisindeki negatif potansiyel kaybolmuş ve tersine dönmüştür.
-
12
Şekil 2.3. Kalp kas lifinin depolarizasyonu (A-B) ve repolarizasyonu (C-D) [21]
Şekil 2.3A’da depolarizasyon sırasında kırmızı pozitif yükler içerde, kırmızı negatif
yükler ise dışarıda soldan sağa doğru hareket etmektedir. Lifin birinci yarısı depolarize
durumdayken, ikinci yarısı polerizedir. Bundan dolayı lifin dışında bulunan soldaki
elektrot negatif kısma, sağdaki elektrot pozitif kısma bağlanmış olur. Bu sebepten dolayı
ölçü aletinde en yüksek pozitif değer okunur.
-
13
Şekil 2.3B’de depolarizasyon bütün kas lifine yayılmıştır. Ölçü aletinin elektrotları eşit
negatif bölgede kaldıkları için ölçü aletinde sıfır değeri okunur. Sonuç olarak kas lifinde
depolarizasyon tamamlanmış olur.
Şekil 2.3C’de kas lifindeki repolarizasyonun ilk yarısında lifin dışının tekrar pozitife
döndüğü görülmektedir. Bu noktada ölçü aletinin sol elektrotu pozitif bölgede, sağ
elektrotu negatif bölgede kalacak ve Şekil 2.3A’daki durumun tersi bir şekilde kutuplaşmış
olacaktır. Bu yüzden ölçü aleti negatif değer gösterecektir.
Şekil 2.3D’de ise kas lifinin tamamı repolarize olmuştur. Ölçü aletinin iki elektrotu da
pozitif bölge olacağından bu noktalar arasında potansiyel ölçülemeyecektir. Potansiyel
sıfıra dönecektir. Sonuç olarak repolarizasyon tamamlanmış olacaktır [21].
2.4.2. Elektrokardiyogram Derivasyonları
2.4.2.1. Bipolar Derivasyonlar
Standart derivasyon ve bipolar prekordial derivasyon olmak üzere iki çeşidi vardır.
Standart derivasyon DI, DII, DIII olarak isimlendirilir. Sağ kol, sol kol ve sol bacak olmak
üzere 3 adet ekstremite bağlanır. Prekordial derivasyon ise günümüzde
kullanılmamaktadır.
2.4.2.2. Unipolar Derivasyonlar
Bu derivasyonda ölçümler etkilenmeyecek bir şekilde negatif uç toprağa bağlanır.
Cihazın diğer tarafı ise pozitif uca bağlanır. Ayrıca “V” harfi bu derivasyonun sembolüdür.
İki çeşidi vardır. Bunlar:
a) Unipolar ekstremite derivasyonları, Pozitif uç ekstremitelerden birine bağlanır ve ona
göre isimlendirilir. Sağ kol için VR, sol kol VL, sol bacak VF’dir. Gerilim değeri
arttırıldığı için “a” harfi sembol olarak kullanılır.
b) Unipolar prekordial derivasyonları, 6 adet elektrot göğüsün değişik yerlerine
bağlanır. V1,V2, V3, V4, V5, V6 diye isimlendirilir [18].
2.4.3. Elektrokardiyogramın Zaman ve Gerilim Kalibrasyonu
EKG işaretlerinin kaydedilen gerilim değerleri, elektrotların vücut yüzeyine
uygulandığı yerlere bağlıdır. Elektrotlardan biri doğrudan ventrikülün üzerine, diğeri de
-
14
kalpten uzak vücudun başka bir yerine yerleştirildiği zaman QRS’nin genliği 3 mV veya 4
mV civarında olur. Bu değer kalp kası membarından doğrudan ölçülen 110 mV’luk
değerden çok küçüktür. İki koldan veya bir kol, bir bacaktan EKG ölçümleri alınırsa, R
dalgasının başından S dalgasının sonuna kadar, QRS’nin gerilim değeri genellikle 1 mV
veya 1,5 mV olur. Buna karşın P dalgasının gerilimi 0,1 mV ile 0,3 mV arasında, T
dalgasının gerilimi ise 0,2 mV ile 0,3 mV arasında olur.
P dalgasının başlangıcı ile QRS dalgasının başlangıcı arasında geçen süre, kulakçığın
elektriksel uyarım başlangıcı ve karıncığın elektriksel uyarım başlangıcı ile eşit süredir.
Yaklaşık olarak 0,16 saniye süren bu zaman aralığına P-Q veya P-R zaman aralığı denir.
Ventrikülün kasılması, Q dalgasının başlangıcı ile T dalgasının sonu arasında olur.
Yaklaşık 0,35 saniye süren bu zaman aralığına Q-T zaman aralığı denir [21].
2.4.4. Elektrokardiyografik Bağlantılar
2.4.4.1. Üç Çift Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı
Şekil 2.4’te hasta uzuvlarındaki elektrik bağlantısı ve standart çift kutuplu uzuv
bağlantının gerilim değerleri ve bununla birlikte bunları kaydeden elektrokardiyogram
görülmektedir. Burada kullanılan Bipolar terimi kalbin farklı yerlerine yerleştirilmiş olan
iki elektrot olduğu anlamındadır. Bundan dolayı Bağlantı kelimesi sadece tek bir bağlantı
anlamında değil, iki bağlantı ve bunların elektrotları ile yapılan, vücut ile
elektrokardiyografi arasında olan bir devredir.
-
15
Şekil 2.4. Elektrokardiyografik bağlantı kaydı için elektrotların klasik yerleşimi. Einthoven üçgeni göğüs üstünde birleştirilmiştir [21].
Bağlantı I: Şekil 2.4’te görüldüğü gibi elektrokardiyografın negatif ucu sağ kola, pozitif
ucu ise sol kola bağlanmıştır. Sağ koldaki gerilim değeri sol koldaki gerilim değerine göre
elektronegatif olduğunda elektrokardiyograf pozitif olur ve elektrokardiyogramın gerilim
çizgisi sıfırın üstünde olur. Bunun tersi durumunda ise elektrokardiyograf sıfırın altında bir
değer kaydeder.
-
16
Bağlantı II: Şekil 2.4’te görüldüğü gibi elektrokardiyografın negatif ucu sağ kola,
pozitif ucu ise sol bacağa bağlanmıştır. Sağ kol, sol bacağa göre negatif olduğu zaman
elektrokardiyograf pozitif bir değer kaydeder.
Bağlantı III: Şekil 2.4’te görüldüğü gibi elektrokardiyografın negatif ucu sol kola
pozitif uç ise sola bacağa bağlanmıştır. Sol kol, sol bacağa göre negatif olduğu zaman
elektrokardiyograf pozitif değer kaydeder.
Einthoven Üçgeni: Şekil 2.4’te kalbi çevreleyen üçgen Einthoven üçgeni olarak
isimlendirilir. Bu gösterimde, kalbi çevreleyen üçgenin uçlarını iki kol ve sol bacak alır.
Kalbi çevreleyen üçgenin üst kısmındaki iki uç, iki kolun kalbin etrafındaki akışkanlarla
birlikte elektriksel bağlantısını temsil eder. Bunun yanında alt taraftaki uç ise sol bacağın
akışkanlar ile birlikte elektriksel bağlantısını temsil eder.
2.4.4.2. Genişletilmiş Tek Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı
Genişletilmiş tek kutuplu uzuv bağlantı yaygın olarak kullanılan diğer bir bağlantı
sistemidir. Bu tip kayıtlarda, uzuvlardan ikisi elektriksel dirençler aracılığı ile
elektrokardiyografın negatif ucuna, üçüncü uzuv da aynı yolla elektrokardiyografın pozitif
ucuna bağlanır. Pozitif uç sağ kola bağlandığı zaman aVR uzuvu, sol kola bağlandığı
zaman aVL uzuvu, sol bacağa bağlandığı zaman ise aVF uzuvu ismini alır.
Şekil 2.5’te genişletilmiş tek kutuplu uzuv bağlantının normal kaydı gösterilmektedir.
aVL uzuvu ve aVF uzuvu standart uzuv bağlantı kaydı ile aynıdır. Tek fark aVR
uzuvundan alınan kayıt terstir [21].
Şekil 2.5. Üç genişletilmiş tek kutuplu uzuv bağlantıdan kaydedilmiş normal elektrokardiyogram [21].
-
17
2.4.4.3. 12 Kanallı Elektrokardiyografik Bağlantı
12 kanallı EKG bağlantısının da kullanımı yaygındır. Bu bağlantı, kol ve bacaklara
bağlanan üç adet çift kutuplu bağlantı, üç tane genişletilmiş bağlantı ve altı tane de tek
kutuplu göğüs bağlantılarından meydana gelmektedir. Bu sistemde altı tanesi ön taraf
bağlantıları diğer altı tanesi ise göğüs bölgesindeki bağlantılardır [14].
2.5. Bluetooth’un Temel Özellikleri
Bluetooth teknolojisi, kısa mesafede hareketli ve/veya hareketsiz cihazların kendi
aralarında kablosuz bir şekilde haberleşmeleri amacı ile geliştirilmiş bir haberleşme
yapısıdır. Bu haberleşme yapısı 2.4GHz’de gerçekleşmektedir [8].
Bluetooth kelimesi 10. yüzyılda Norveç ve Danimarka kralının lakabı olan Blátand
kelimesinin İngilizcesidir. Sembolü ise Germen alfabesindeki (H harfi) ve (B harfi)
simgelerinin birleşmiş halidir [6]. Şekil 2.6’da Bluetooth’un sembolü görülmektedir.
Şekil 2.6. Bluetooth Sembolü [5]
2.5.1. Birlikte Çalışabilirlik
Dünya üzerindeki üreticilerin tamamı Bluetooth teknolojisinde aynı profili
kullandıklarından dolayı bütün dünyadaki Bluetooth’lu cihazlar uyumlu çalışırlar.
Cihazların birbirleri ile haberleşme kurmamaları istendiğinde ise bu profiller değiştirilerek
tasarlanır.
-
18
2.5.2. Kısa Mesafe Kablosuz Haberleşme Yapısı
Bluetooth ile iletişim kuran cihazlar, havayı ve radyo sinyallerini arayüz olarak kullanıp
birbirleri ile haberleşirler. Bu teknolojinin amacı da kısa mesafede kablosuz haberleşmeyi
sağlamaktır [14].
2.6. Bluetooth Şebeke Yapısı
Bluetooth şebeke yapısı Piconet ve Scatternet olmak üzere iki çeşittir.
2.6.1. Piconet
Bir piconet 8 farklı Bluetooth cihazını destekler. Şekil 2.7’de bir piconet ağ yapısı
görülmektedir. Burada 1 adet yönlendirici (master) ve 7 adet de yönlendirilen (slave)
bulunmaktadır.
Bluetooth cihazları aktif veya pasif olarak ayarlanırlar. Cihaz aktif olduğu zaman,
bağlanacak bir cihaz, pasif olduğu zaman ise aktif bir cihazın kendisine bağlanmasını
beklerler. Cihazlar birbirleri ile bağlandıkları zaman tanımlarını takas yaparlar. Bu
tanımlara Global ID denir.
Şekil 2.7. Piconetin ağ yapısı [8]
-
19
2.6.2. Scatternet
Birden fazla piconetin bir araya gelerek oluşturdukları ağdır. Şekil 2.8’de görüldüğü
gibi scatternetin kullanılması ile bir ağ içerisindeki birim sayısı arttırılır ve daha büyük bir
alanın kapsanması sağlanır [12].
Şekil 2.8. Scatternetin ağ yapısı [8]
-
3. TASARIM
Hasta vücudunda Şekil 3.1’deki gibi bağlanacak elektrotlar yardımı ile alınan EKG
sinyalleri çok düşük seviye de oldukları için öncelikli olarak yüksek giriş empedanslı
tampon devresi olarak CMOS entegreli ön yükselteç katı kullanılacaktır. Bunun sebebi
yeterli düzeyde akım akmasını sağlamaktır. Bu aşamadan sonra sinyal enstrümantasyon
yükseltecinde geçirilerek yaklaşık olarak 1000 kat yükseltilir. Sonrasında ise sinyal bir kez
daha yükselteç devresinden geçirilerek hem sinyalin DC seviyesi ayarlanır hem de yaklaşık
olarak 7 kat daha yükseltilmiştir. Daha sonra sinyal en az 2’inci derece, 50 Hz’ lik bir
Butterworth süzgeçten geçirilerek bu frekanstaki gürültüsü bastırılır. Üst sınır
belirlendikten sonra en az 2’inci dereceden bir Butterworth tipi alçak geçiren süzgeçten
geçirilir. Yapılacak testlere göre kullanılacak süzgecin derecesi ve/veya tipi değiştirilebilir.
Bu aşamadan sonra sinyale DC bileşen eklenerek sinyal tamamen pozitif eksene kaydırılıp,
Arduino ile sayısallaştırarak bluetooth modülüne aktarılır. Son olarak da bluetooth anteni
ile veriler bilgisayar arayüz programına aktarılmış olur. Şekil 3.2’de EKG sisteminin blok
diyagramı gösterilmiştir.
Şekil 3.1. Elektrot Bağlantısı
-
21
Şekil 3.2. EKG sistemi blok diyagramı
3.1. EKG Sinyallerini Algılamada Kullanılan Materyaller
3.1.1. EKG Benzetimi
Bu cihaz yapılan çalışmanın deneysel kısımlarında kullanılmıştır. EKG bağlantısı 2 kol
ve sol bacak üzerinden kablolar yardımı ile alınmıştır. 9V’luk pille çalışan bu benzetim
üzerinde kalbin dakikadaki atım hızını (60, 90, 120, 180 olarak) ayarlayan bir
potansiyometre ve bu atım ritmine göre yanıp sönen bir led diyot bulunmaktadır. Şekil
3.3.’de EKG benzetimi gösterilmiştir.
Şekil 3.3. EKG benzetimi
-
22
3.1.2. Yüzey Elektrotları
Kullanılacak olan sistemde en az 3 adet yüzey elektrotu olması gerekmektedir. Bunlar
sağ kol (RA), sol kol (LA), ve sol bacak (LL) bölgelerine bağlanacaktır. Renk olarak da
RA beyaz, LA kahverengi, LL kırmızı, seçilecektir. Şekil 3.4.’de gümüş/gümüş klorür
(Ag/AgCl) yüzey elektrotunun arka ve ön yüzeyleri görülmektedir.
Şekil 3.4. Yüzey Elektrotu arka (sol taraf) ve ön (sağ taraf) yüzeyleri
3.1.3. AD624ADZ Enstrümantasyon Yükselteci
Biyolojik sinyallerin yükseltilmesi için kullanılan enstrümantasyon yükselteçlerinden
birisi olan AD624ADZ entegresi Analog Devices şirketi tarafından üretilmektedir. Bu
entegre yüksek hassasiyet ve düşük gürültü gibi özelliklere sahip bir tümleşik devredir.
Biyolojik sinyallerinin işlemesi için yeteri kadar yükseltilmesi önemli bir etkendir. Bu
entegre dışarından herhangi malzemeye gerek duymadan gerekli bacak bağlantıları ile 1,
100, 200, 500 ve 1000 kat kazanç sağlayabilir. Bunlara ek olarak 250 ve 333 gibi kazanç
değerleri de dışarıdan gerekli malzemeler yardımı ile yüksek bir oranda doğruluk değeri ile
sağlanabilmektedir. Şekil 3.5.’te AD624’ün iç yapısı görülmektedir.
-
23
Şekil 3.5. AD624’ün iç yapısı
Bu enstrümantasyon yükseltecinin en önemli özelliği yükseltecin her iki ucunda
bulunan ortak sinyalleri ( örneğin gürültü) yükseltmemesidir. Yani ortak mod bastırma
oranı (CMRR, Common Mode Rejection Ratio) çok yüksektir (yaklaşık 10.000.000).
CMRR genel olarak aşağıdaki (3.1) gösterilen formül ile gösterilmektedir.
Formül (3.1)’de Ad diferansiyel kazanç, Ac ise ortak kazancı göstermektedir. AD624
için CMRR değeri yaklaşık 10.000.000’dır. Diferansiyel kazanç da 1000 seçildiğinde ortak
kazanç değeri 0.0001 değerini alır. Buradan da görüldüğü gibi yükseltecin girişlerinde
bulunan ortak sinyaller yükseltilmiyor aksine bastırılarak çıkışa aktarıyor ve böylece
biyolojik sinyallerin işlenmesinde büyük zorluklar çıkaran elektriksel gürültü
yükseltilmemiş oluyor. Şekil 3.6.’da AD624 entegresinin 1000 kat kazanç sağlayan
bağlantı şeması görülmektedir [22].
-
24
Şekil 3.6. AD624’ün 1000 kat kazanç için bağlantı şeması (3-11-13 ve 12-16 uçları kendi arasında kısa devre) [22]
3.1.4. LM348 İşlemsel Yükselteci
LM348 tümleşik entegresi içerisinde 4 adet 741 işlemsel yükselteç entegresi
bulundurmaktadır. Veri algılama devresinde kullanılacak olan bu tümleşik devre
içerisindeki 3 adet entegreyi kullanacağız. Şekil 3.7.’de LM348’in iç yapısı görülmektedir
[23].
Şekil 3.7. LM348’in iç yapısı [23]
-
25
3.1.5 Arduino Mega 2560
Bu işlemci, vücuttan alınıp ve veri algılama devresi ile işlenen EKG sinyalini, üzerinde
bulunan ADC yardımı ile dijital verilere çevirip bilgisayara gönderemeye hazır hale
getirdiğimiz donanımdır. Üzerinde bulunan haberleşme kanalları sayesinde bluetooth
modülü üzerinden verileri bilgisayara göndermemizi sağlamaktadır. Şekil 3.8.’da bir
Arduino işlemcisi görülmektedir.
Şekil 3.8. Arduino mega 2560 işlemcisi
3.1.6. HC06 Bluetooth Modülü
Bu modül Arduino üzerinden aldığı dijital verileri bilgisayara kablosuz bir şeklide
aktarmak için kullanılmıştır. HC06 modelini seçilmesinin sebebi de hem ucuz olması hem
de piyasada yaygın bir şekilde bulunmasıdır. Bu elemanın beslenmesi de Arduino üzerinde
bulunan 3.3V’luk gerilim çıkışından sağlanacaktır. Böylece bütün devrenin gerilimi tek bir
kaynak ile sağlanmış olacaktır. Şekil 3.9.’de HC06 Bluetooth modülü görülmektedir.
-
26
Şekil 3.9. HC06 bluetooth modülü
-
4. DENEYSEL ÇALIŞMALAR
4.1. Veri Algılama Devresi
Şekil 4.1. Veri algılama devresi
Şekil 4.1.’de EKG devresinin veri algılama bölümü görülmektedir. Devrenin girişinde
bulunan R5 ve R6 dirençlerine kalbin yakın bölgelerine takılmış 2 adet yüzey elektrotu
bağlanacaktır. 3’üncü elektrot ise kalbe uzak bir noktaya (sağ kol veya ayak olabilir)
bağlanıp R15 direnci üzerinde toprağa bağlanacaktır.
Devremizin girişinde bulunan D4, D5, D6 ve D7 diyotları AD624 entegresinin
girişlerini korumak için kullanılmıştır. EKG sinyallerinin genlikleri çok düşük olduğundan
dolayı bu diyotlar kesimdedirler. Herhangi bir sebepten dolayı devrenin girişine 600mV ve
-
28
üzerinde bir gerilim uygulandığı zaman diyotlar iletime geçecek ve devre girişlerini
toprağa bağlayıp devre girişlerini koruyacaklardır.
AD624 enstrümantasyon entegresinin kazancı 1000 olacak şekilde ayarlanmıştır. Bu
işlem 3-11-13 uçları ile 12-16 uçları kendi aralarında kısa devre edilerek sağlanmıştır.
Enstrümantasyon yükseltecinin çıkışında 2’şer adet direnç ve kapasiteden oluşan bir alçak
geçiren süzgeç (AGS) bulunmaktadır.
Sonrasında 3 tane arka arkaya gelen işlemsel yükselteç bağlanmıştır. İlk işlemsel
yükselteç üzerinde bulunan ±9V’a bağlanmış potansiyometre ile sinyalin DA seviyesi
ayarlanmaktadır. Sonra gelen ikinci işlemsel yükselteç de yine bir kazanç işlemi
yapmaktadır. Buraya bağlı potansiyometre ile de kazanç ayarı yapılmaktadır. Son işlemsel
yükseltecin görevi ise sinyale bir DA bileşen eklemektir. Bunun sebebi EKG sinyali çok az
da olsa eksi değere düşmektedir. Arduino üzerinde bulunan ADC de eksi değerleri
algılayamamaktadır. Bundan dolayı toplar yükselteç tasarlanarak o negatif bölge pozitif
bölgeye aktarılmıştır. Bu entegrenin çıkışından alınan EKG sinyalleri Arduino ‘ya
gönderilmiştir.
Şekil 4.2’da veri algılama devresi için Ares’te oluşturulan baskı devresinin üç boyutlu
şekli görülmektedir.
Şekil 4.2. Baskı devrenin üç boyutlu görüntüsü
-
29
Şekil 4.3, Şekil 4.4., Şekil 4.5. ve Şekil. 4.6’da veri algılama devresinin deneysel
çalışmalarında elde edilen osilaskop görüntüleri görülmektedir. Bunlar sırasıyla dakikada
60 atım, 90 atım, 120 atım ve 180 atım olarak ayarlanmıştır.
Şekil 4.3. Osilaskop görüntüsü 60 atım/dakika
Şekil 4.4. Osilaskop görüntüsü 90 atım/dakika
-
30
Şekil 4.5. Osilaskop görüntüsü 120 atım/dakika
Şekil 4.6. Osilaskop görüntüsü 180 atım/dakika
-
5. SONUÇLAR
İlk olarak sistem düşük gerilim ile çalıştığından dolayı uygun bir pil veya batarya ile
sistem çalıştırılabilir. Bunun yanında cihaz boyutu küçültülerek ev veya hastane gibi
ortamlarda taşınabilmesi kolaylaştırılmıştır. Ayrıca kullanılan kablolar da azaltılarak hasta
ve kullanıcısının yaşadığı zorluklar ortandan kaldırılmıştır.
Sistemimiz şebekeden beslenmediği için hastanın herhangi bir elektrik akımına maruz
kalarak zarar görmesi de ortanda kaldırılmıştır. Bunun yanında şebeke gerilimi
kullanılmadığı için ilave olarak maliyet getirecek tampon devresi ve 50 Hz’lik şebeke
gürültüsünü süzmek için kullanılacak çentik filtre devresi de sistemden çıkarılmıştır. Bu
durum da fazladan maliyetin önüne geçmiştir.
Bunun yanında yaptığım deneysel çalışmalar sonucunda EKG benzetiminden alınan
sinyalin genliği yaklaşık 1.2 mV olarak ölçülmüştür. Dakikadaki atım sayısı ise EKG
benzetiminden gelen atım sayısına göre sırasıyla 60 atım/dakika, 90 atım/dakika, 120
atım/dakika ve 180 atım/dakika olarak ölçülmüştür.
Yapılan çalışmalar sonucunda ise EKG işaretleri Arduino ’ya bağlı HC06 bluetooth
modülü üzerinden kablosuz bir şekilde bilgisayarda oluşturulan bir arayüz programı ile
izlenmiştir. Aşağıdaki Şekil 5.1, Şekil 5.2, Şekil 5.3, Şekil 5.4.’te ise bu arayüz
programından alınan sırasıyla dakikada 60 atım, 90 atım, 120 atım ve 180 atımın sinyal
şekilleri görülmektedir.
Şekil 5.1. Bilgisayar arayüz görüntüsü (60 atım/dakika)
-
32
Şekil 5.2. Bilgisayar arayüz görüntüsü (90 atım/dakika)
Şekil 5.3. Bilgisayar arayüz görüntüsü (120 atım/dakika)
Şekil 5.4. Bilgisayar arayüz görüntüsü (180 atım/dakika)
-
6. YORUMLAR VE DEĞERLENDİRME
Sağlık sektörünün dışa bağımlı olması ülkemizde cari açığın en önemli sebeplerinden
biridir. Yapılmış olan bu proje de ilerleyen dönemlerde daha da geliştirilerek sağlık
sektörünün yerlileştirilmesi sağlanabilir.
Bunun yanında sistemin baskı devresi daha küçültülebilir. Ayrıca veriler bilgisayara
gönderildikten sonra depolanarak farklı yerlere iletilebilir. Buna ek olarak EKG verileri
uzun süre izlenerek sadece hatalı olan kısmı ayrıştırılıp yalnızca o kısım gönderilebilir.
Bunlara ek olarak hasta vücudundan alınan EKG işaretleri kablosuz bir şekilde alınarak
bilgisayar yerine telefona da gönderilebilir. Bilgisayara veya telefona gönderilebilecek olan
bu veriler sıkıştırılarak gönderilebilir. Bu yöntem de ayrıca bir enerji tasarrufu sağlayabilir.
Son olarak yazılımlar ve donanımlar uygun bir şekilde ayarlanarak birden fazla hastanın
EKG verileri tek bir bilgisayarda toplanıp kaydedilebilir.
-
KAYNAKLAR
[1]. B. İlerigelen, H. Mutlu. EKG kursu kitapçığı. http://www.ctf.edu.tr/stek/EKG_Kurs_Kitap.pdf
[2]. C. S. Akın, “Sağlık ve sağlık harcamalarının ekonomik büyüme üzerine etkisi”, Yüksek Lisans tezi, Çukurova Üniversitesi, Adana, Türkiye, Nisan 2007. [3]. E. Kabalcı, “PC tabanlı kablosuz EKG biyotelemetri tasarımı ve yapımı” Yüksek Lisans Tezi, Gazi Üniversitesi, Ankara, Türkiye, Haziran 2006. [4]. (2009) online http://www.ecglibrary.com/ecghist.html [5]. (2013) online http://en.wikipedia.org/wiki/Bluetooth [6].(2013) online http://www.bluetooth.com/Pages/History-of-Bluetooth.aspx [7]. K. Kaya, “Kablosuz EKG sistem tasarımı”, Yüksek Lisans tezi, Erciyes Üniversitesi, Kayseri, Türkiye, Ekim 2010. [8]. S. Can, “EKG işaretlerinin cep telefonu ile iletilmesi”, Gazi Üniversitesi, Ankara, Türkiye, Eylül 2010. [9]. A. M. Nasrabadi ve M. H. Kani, “Design of ECG acquisition and transmission via Bluetooth with heart disease diagnosis”, Medical Measurement and Applications Proceedings (MeMeA), 2011, sayfa 55-58. [10]. H. Kailanto, E. Hyvärinen ve J. Hyttinen, “Mobile ECG measurement and analysis System using mobile phone as the base station”, Pervasive Computing Technologies for Healthcare, 2008, sayfa 12-14. [11]. B. Yu, L. Yang ve C. C. Chang, “ECG monitoring over bluetooth: data compression and transmission”, Wireless Communication Conference (WCNC), 2010 IEEE, sayfa 1-5. [12]. U. T. Pandya ve U. B. Desai, “A novel algorithm for bluetooth ECG”, Biomedical Engineering, IEEE Transactions on 2012, sayfa 3148-3154. [13]. Y. C. Wei, Y. H. Lee ve M. S. Young, “A portable ECG signal monitor and analyzer”, Bioinformatics and Biomedical Engineering, 2008, sayfa 1336-1338. [14]. S. Özcan, “Bluetooth ile EKG verilerinin iletimi”, Yüksek Lisans tezi, Başkent Üniversitesi, Ankara, Türkiye, Ocak 2010. [15]. S. Led, J. Fernández ve L. Serrano, “Design of a wearable device for ECG continuous Monitoring using wireless technology”, Engineering in Medicine and Biology Society, 2004, sayfa 3318-3321. [16]. J. L. Lin, H. C. Liu, Y. T. Tai, H. H. Wu, S. J. Hsu, F. S. Jaw ve Y. Y. Chen, “The development of wireless sensor network for ECG monitoring”, Engineering in Medicine and Biology Society, 2006, sayfa 3513-3516. [17]. D. Simunic, S. Tomac ve I. Vrdoljak, “Wireless ECG monitoring system”, Wireless Communication, Vehicular Technology, Information Theory and Aerospace & Electronic Systems Technology, 2009, sayfa 73-76.
-
35
[18]. M. Meriç, Kalp ve Damar Hastalıklarında Semiyoloji, 1. baskı, İstanbul, Türkiye: İstanbul Medikal Yayıncılık, 2007. [19]. (2013) online http://tr.wikipedia.org/wiki/Kalp#Kalbin_tabakalar.C4.B1 [20]. E. Yazgan, M. Korürek, Tıp Elektroniği, 1. baskı, İstanbul, Türkiye: Ofset Baskı Atölyesi, 1996. [21]. A. C. Guyton ve J. E. Hall, Text of Medical Physiology, 10. baskı, Çin: Elsevier Saunders, 2000. [22]. “AD624 data sheet,” Analog Devices, United States of America
[23]. “LM348 data sheet”, Texas Instruments, United States of America
-
EKLER
EK-1 IEEE ETİK KURALLARI
IEEE üyeleri olarak bizler bütün dünya üzerinde teknolojilerimizin hayat standartlarını etkilemesindeki önemin farkındayız. Mesleğimize karşı şahsi sorumluluğumuzu kabul
ederek, hizmet ettiğimiz toplumlara ve üyelerine en yüksek etik ve mesleki davranışta
bulunmayı söz verdiğimizi ve aşağıdaki etik kuralları kabul ettiğimizi ifade ederiz.
1. Kamu güvenliği, sağlığı ve refahı ile uyumlu kararlar vermenin sorumluluğunu kabul
etmek ve kamu veya çevreyi tehdit edebilecek faktörleri derhal açıklamak;
2. Mümkün olabilecek çıkar çatışması, ister gerçekten var olması isterse sadece algı
olması, durumlarından kaçınmak. Çıkar çatışması olması durumunda, etkilenen taraflara
durumu bildirmek;
3. Mevcut verilere dayalı tahminlerde ve fikir beyan etmelerde gerçekçi ve dürüst
olmak;
4. Her türlü rüşveti reddetmek;
5. Mütenasip uygulamalarını ve muhtemel sonuçlarını gözeterek teknoloji anlayışını
geliştirmek;
6. Teknik yeterliliklerimizi sürdürmek ve geliştirmek, yeterli eğitim veya tecrübe
olması veya işin zorluk sınırları ifade edilmesi durumunda ancak başkaları için teknolojik
sorumlulukları üstlenmek;
7. Teknik bir çalışma hakkında yansız bir eleştiri için uğraşmak, eleştiriyi kabul etmek
ve eleştiriyi yapmak; hatları kabul etmek ve düzeltmek; diğer katkı sunanların emeklerini
ifade etmek;
8. Bütün kişilere adilane davranmak; ırk, din, cinsiyet, yaş, milliyet, cinsi tercih,
cinsiyet kimliği veya cinsiyet ifadesi üzerinden ayırımcılık yapma durumuna girişmemek;
9. Yanlış veya kötü amaçlı eylemler sonucu kimsenin yaralanması, mülklerinin zarar
görmesi, itibarlarının veya istihdamlarının zedelenmesi durumlarının oluşmasından
kaçınmak;
-
37
10. Meslektaşlara ve yardımcı personele mesleki gelişimlerinde yardımcı olmak ve
onları desteklemek.
-
EK-2 IEEE Code of Ethics
We, the members of the IEEE, in recognition of the importance of our technologies in
affecting the quality of life throughout the world, and in accepting a personal obligation to
our profession, its members and the communities we serve, do hereby commit ourselves to
the highest ethical and professional conduct and agree:
1. to accept responsibility in making engineering decisions consistent with the safety,
health and welfare of the public, and to disclose promptly factors that might endanger the
public or the environment;
2. to avoid real or perceived conflicts of interest whenever possible, and to disclose
them to affected parties when they do exist;
3. to be honest and realistic in stating claims or estimates based on available data;
4. to reject bribery in all its forms;
5. to improve the understanding of technology, its appropriate application, and potential
consequences;
6. to maintain and improve our technical competence and to undertake technological
tasks for others only if qualified by training or experience, or after full disclosure of
pertinent limitations;
7. to seek, accept, and offer honest criticism of technical work, to acknowledge and
correct errors, and to credit properly the contributions of others;
8. to treat fairly all persons regardless of such factors as race, religion, gender,
disability, age, or national origin;
9. to avoid injuring others, their property, reputation, or employment by false or
mlicious action;
10. to assist colleagues and co‐workers in their professional development and to
support them in following this code of ethics.
Approved by the IEEE Board of Directors August 1990
-
EK-3 Mühendisler İçin Etik Kuralları / Code Of Ethics For
Engineers
Etik kuralları ile ilgili web adresleri:
IEEE Code of Ethics http://www.ieee.org/about/corporate/governance/p7‐8.html
NSPE Code of Ethics for Engineers http://www.nspe.org/resources/ethics/code‐ethics
American Society of Civil Engineers, UC Berkeley Chapter http://courses.cs.vt.edu/professionalism/WorldCodes/ASCE.html
Engineering Ethics BY DENISE NGUYEN http://sites.tufts.edu/eeseniordesignhandbook/2013/engineering‐ethics‐2/
Code of Ethics of Professional Engineers Ontario http://www.engineering.uottawa.ca/en/regulations
Bir kitap: What Every Engineer Should Know about Ethics Yazar: Kenneth K. Humphreys CRC Press
EMO – Elektrik Mühendisleri Odası Etik Kütüphanesi http://www.emo.org.tr/genel/bizden_detay.php?kod=50871&tipi=46&sube=0#.U1QfyVV_tjs
-
EK-4 DİSİPLİNLERARASI ÇALIŞMA
1-) Malzeme alımı yurtdışında yapılmıştır.
2-) Baskı devre dışarda yapılmıştır.
Yapılan çalışmalar sonucunda baskı devre boyutu Arduino Mega’nın üzerine tam
oturacak şekilde hesaplanmıştır ve buna göre malzemeler yerleştirilmiştir. Bunun
sonucunda devre boyutları yükseklik 5.5 cm, genişlik ise 10 cm olarak belirlenmiştir. Bu
şekilde gönderilen baskı devre çizimi dışardan destek alınarak yapılmıştır.
3-) Yazılım ve baskı devre çizimde destek alınmıştır.
4-) Devre kutusu dışardan yaptırılmıştır.
-
EK-5: Standartlar ve Kısıtlar Formu
1. Projenizin tasarım boyutu nedir? Açıklayınız.Bir biyomedikal sistemin tasarımı ve gerçekleştirilmesi hedeflenmiştir. Sistem donanımsalolarak tamamı ile tarafımdan tasarlanacaktır.
2. Projenizde bir mühendislik problemini kendiniz formüle edip, çözdünüz mü?Sistem tasarımında kullanılacak olan devrelerin tasarımı formüle edilip çözülerek
gerçekleştirilecektir.
3. Önceki derslerde edindiğiniz hangi bilgi ve becerileri kullandınız?Devre tasarımı ve çözümleme.
4. Kullandığınız veya dikkate aldığınız mühendislik standartları nelerdir?IEEE 802.11SIG (Special Interest Group)
5. Kullandığınız veya dikkate aldığınız gerçekçi kısıtlar nelerdir?
a) Ekonomi Sistemin gerçekleştirilmesinde gereksinim duyulan malzemelerin en uygun olanları ve en düşük maliyetli olan malzemeler alınacaktır.
b) Çevre sorunları Bu sistem de çevreye zararlı herhangi bir madde kullanılmayacaktır.
c) Sürdürülebilirlik Sistemin gelişime açık olacak bir şekilde tasarlanması hedeflenmiştir.
d) Üretilebilirlik Geliştirilecek olan sistemin ülkemizde üretilebilecek bir sistem olması hedeflenmiştir.
e) Etik Sistemin tasarımı tamamen tarafımca yapılacak ve her türlü etik kural da göz önüne alınacaktır.
f) Sağlık Sistemde DA gerilim kullanılacak olacağından sağlık açısından bir sıkıntı olmayacaktır.
g) Güvenlik Sistem, herhangi bir güvenlik riski taşımamaktadır.
h) Sosyal ve politik sorunlar Sistem, herhangi bir sosyal ve politik sorun taşımamaktadır.
-
REV. C
Information furnished by Analog Devices is believed to be accurate andreliable. However, no responsibility is assumed by Analog Devices for itsuse, nor for any infringements of patents or other rights of third partieswhich may result from its use. No license is granted by implication orotherwise under any patent or patent rights of Analog Devices.
aAD624
One Technology Way, P.O. Box 9106, Norwood, MA 02062-9106, U.S.A.Tel: 781/329-4700 World Wide Web Site: http://www.analog.comFax: 781/326-8703 © Analog Devices, Inc., 1999
PrecisionInstrumentation Amplifier
PRODUCT DESCRIPTIONThe AD624 is a high precision, low noise, instrumentationamplifier designed primarily for use with low level transducers,including load cells, strain gauges and pressure transducers. Anoutstanding combination of low noise, high gain accuracy, lowgain temperature coefficient and high linearity make the AD624ideal for use in high resolution data acquisition systems.
The AD624C has an input offset voltage drift of less than0.25 µV/°C, output offset voltage drift of less than 10 µV/°C,CMRR above 80 dB at unity gain (130 dB at G = 500) and amaximum nonlinearity of 0.001% at G = 1. In addition to theseoutstanding dc specifications, the AD624 exhibits superior acperformance as well. A 25 MHz gain bandwidth product, 5 V/µsslew rate and 15 µs settling time permit the use of the AD624 inhigh speed data acquisition applications.
The AD624 does not need any external components for pre-trimmed gains of 1, 100, 200, 500 and 1000. Additional gainssuch as 250 and 333 can be programmed within one percentaccuracy with external jumpers. A single external resistor canalso be used to set the 624’s gain to any value in the range of 1to 10,000.
PRODUCT HIGHLIGHTS1. The AD624 offers outstanding noise performance. Input
noise is typically less than 4 nV/√Hz at 1 kHz.2. The AD624 is a functionally complete instrumentation am-
plifier. Pin programmable gains of 1, 100, 200, 500 and 1000are provided on the chip. Other gains are achieved throughthe use of a single external resistor.
3. The offset voltage, offset voltage drift, gain accuracy and gaintemperature coefficients are guaranteed for all pretrimmedgains.
4. The AD624 provides totally independent input and outputoffset nulling terminals for high precision applications.This minimizes the effect of offset voltage in gain rangingapplications.
5. A sense terminal is provided to enable the user to minimizethe errors induced through long leads. A reference terminal isalso provided to permit level shifting at the output.
FEATURESLow Noise: 0.2 mV p-p 0.1 Hz to 10 HzLow Gain TC: 5 ppm max (G = 1)Low Nonlinearity: 0.001% max (G = 1 to 200)High CMRR: 130 dB min (G = 500 to 1000)Low Input Offset Voltage: 25 mV, maxLow Input Offset Voltage Drift: 0.25 mV/8C maxGain Bandwidth Product: 25 MHzPin Programmable Gains of 1, 100, 200, 500, 1000No External Components RequiredInternally Compensated
FUNCTIONAL BLOCK DIAGRAM
225.3V
124V
4445.7V
80.2V
50V
VB
50V
20kV 10kV
10kV
10kV
AD624
–INPUT
G = 100
G = 200
G = 500
RG1
RG2
+INPUT
SENSE
OUTPUT
REF
20kV 10kV
EK-6 AD624 Data Sheet
-
REV. C
AD624–SPECIFICATIONSModel AD624A AD624B AD624C AD624S
Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Units
GAINGain Equation
(External Resistor GainProgramming)
40,000
RG+ 1
± 20%
40,000
RG+ 1
± 20%
40,000
RG+ 1
± 20%
40,000
RG+ 1
± 20%
Gain Range (Pin Programmable) 1 to 1000 1 to 1000 1 to 1000 1 to 1000Gain Error
G = 1 ±0.05 ±0.03 ±0.02 ±0.05 %G = 100 ±0.25 ±0.15 ±0.1 ±0.25 %G = 200, 500 ±0.5 ±0.35 ±0.25 ±0.5 %
NonlinearityG = 1 ± 0.005 ± 0.003 ± 0.001 ± 0.005 %G = 100, 200 ± 0.005 ± 0.003 ± 0.001 ± 0.005 %G = 500 ± 0.005 ± 0.005 ± 0.005 ± 0.005 %
Gain vs. TemperatureG = 1 5 5 5 5 ppm/°CG = 100, 200 10 10 10 10 ppm/°CG = 500 25 15 15 15 ppm/°C
VOLTAGE OFFSET (May be Nulled)Input Offset Voltage 200 75 25 75 µV
vs. Temperature 2 0.5 0.25 2.0 µV/°COutput Offset Voltage 5 3 2 3 mV
vs. Temperature 50 25 10 50 µV/°COffset Referred to the Input vs. Supply
G = 1 70 75 80 75 dBG = 100, 200 95 105 110 105 dBG = 500 100 110 115 110 dB
INPUT CURRENTInput Bias Current ±50 ±25 ±15 ±50 nA
vs. Temperature ± 50 ± 50 ± 50 ± 50 pA/°CInput Offset Current ±35 ±15 ±10 ±35 nA
vs. Temperature ± 20 ± 20 ± 20 ± 20 pA/°C
INPUTInput Impedance
Differential Resistance 109 109 109 109 ΩDifferential Capacitance 10 10 10 10 pFCommon-Mode Resistance 109 109 109 109 ΩCommon-Mode Capacitance 10 10 10 10 pF
Input Voltage Range1
Max Differ. Input Linear (VDL) ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 V
Max Common-Mode Linear (VCM) 12 V −G
2× VD
12 V −G
2× VD
12 V −G
2× VD
12 V −G
2× VD
V
Common-Mode Rejection dcto 60 Hz with 1 kΩ Source Imbalance
G = 1 70 75 80 70 dBG = 100, 200 100 105 110 100 dBG = 500 110 120 130 110 dB
OUTPUT RATINGV
OUT
, RL = 2 kΩ ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 V
DYNAMIC RESPONSESmall Signal –3 dB
G = 1 1 1 1 1 MHzG = 100 150 150 150 150 kHzG = 200 100 100 100 100 kHzG = 500 50 50 50 50 kHzG = 1000 25 25 25 25 kHz
Slew Rate 5.0 5.0 5.0 5.0 V/µsSettling Time to 0.01%, 20 V Step
G = 1 to 200 15 15 15 15 µsG = 500 35 35 35 35 µsG = 1000 75 75 75 75 µs
NOISEVoltage Noise, 1 kHz
R.T.I. 4 4 4 4 nV/√HzR.T.O. 75 75 75 75 nV/√Hz
R.T.I., 0.1 Hz to 10 HzG = 1 10 10 10 10 µV p-pG = 100 0.3 0.3 0.3 0.3 µV p-pG = 200, 500, 1000 0.2 0.2 0.2 0.2 µV p-p
Current Noise0.1 Hz to 10 Hz 60 60 60 60 pA p-p
SENSE INPUTRIN 8 10 12 8 10 12 8 10 12 8 10 12 kΩIIN 30 30 30 30 µAVoltage Range ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 VGain to Output 1 1 1 1 %
(@ VS = 615 V, RL = 2 kV and TA = +258C, unless otherwise noted)
43
-
AD624Model AD624A AD624B AD624C AD624S
Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Units
REFERENCE INPUTRIN 16 20 24 16 20 24 16 20 24 16 20 24 kΩIIN 30 30 30 30 µAVoltage Range ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 VGain to Output 1 1 1 1 %
TEMPERATURE RANGESpecified Performance –25 +85 –25 +85 –25 +85 –55 +125 °CStorage –65 +150 –65 +150 –65 +150 –65 +150 °C
POWER SUPPLYPower Supply Range 66 615 618 66 615 618 66 615 618 66 615 618 VQuiescent Current 3.5 5 3.5 5 3.5 5 3.5 5 mA
NOTES1VDL is the maximum differential input voltage at G = 1 for specified nonlinearity, V DL at other gains = 10 V/G. VD = actual differential input voltage.
1Example: G = 10, VD = 0.50. VCM = 12 V – (10/2 × 0.50 V) = 9.5 V.Specifications subject to change without notice.Specifications shown in boldface are tested on all production unit at final electrical test. Results from those tests are used to calculate outgoing quality levels. All minand max specifications are guaranteed, although only those shown in boldface are tested on all production units.
ABSOLUTE MAXIMUM RATINGS*Supply Voltage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ±18 VInternal Power Dissipation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 420 mWInput Voltage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ±VSDifferential Input Voltage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ±VSOutput Short Circuit Duration . . . . . . . . . . . . . . . . IndefiniteStorage Temperature Range . . . . . . . . . . . . . –65°C to +150°COperating Temperature Range
AD624A/B/C . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . –25°C to +85°CAD624S . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . –55°C to +125°C
Lead Temperature (Soldering, 60 secs) . . . . . . . . . . . . +300°C*Stresses above those listed under Absolute Maximum Ratings may cause perma-
nent damage to the device. This is a stress rating only; functional operation of thedevice at these or any other conditions above those indicated in the operationalsections of this specification is not implied. Exposure to absolute maximum ratingconditions for extended periods may affect device reliability.
CONNECTION DIAGRAM
–INPUT
+INPUT
RG1
OUTPUT NULL
INPUT NULL
REF
–VS
G = 200
G = 500
SENSE
RG2
INPUT NULL
OUTPUT NULL
G = 100
+VS OUTPUT
1
2
5
6
7
3
4
8
16
15
12
11
10
14
13
9
TOP VIEW(Not to Scale)
AD624 SHORT TORG2 FORDESIREDGAIN
FOR GAINS OF 1000 SHORT RG1 TO PIN 12AND PINS 11 AND 13 TO RG2
METALIZATION PHOTOGRAPHContact factory for latest dimensions
Dimensions shown in inches and (mm).ORDERING GUIDE
Temperature Package PackageModel Range Description Option
AD624AD –25°C to +85°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624BD –25°C to +85°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624CD –25°C to +85°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624SD –55°C to +125°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624SD/883B* –55°C to +125°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624AChips –25°C to +85°C DieAD624SChips –25°C to +85°C Die
*See Analog Devices’ military data sheet for 883B specifications.
44
-
LM148/LM248/LM348Quad 741 Op AmpsGeneral DescriptionThe LM148 series is a true quad 741. It consists of fourindependent, high gain, internally compensated, low poweroperational amplifiers which have been designed to providefunctional characteristics identical to those of the familiar741 operational amplifier. In addition the total supply currentfor all four amplifiers is comparable to the supply current of asingle 741 type op amp. Other features include input offsetcurrents and input bias current which are much less thanthose of a standard 741. Also, excellent isolation betweenamplifiers has been achieved by independently biasing eachamplifier and using layout techniques which minimize ther-mal coupling.
The LM148 can be used anywhere multiple 741 or 1558 typeamplifiers are being used and in applications where amplifiermatching or high packing density is required. For lowerpower refer to LF444.
Featuresn 741 op amp operating characteristicsn Class AB output stage — no crossover distortionn Pin compatible with the LM124n Overload protection for inputs and outputsn Low supply current drain: 0.6 mA/Amplifiern Low input offset voltage: 1 mVn Low input offset current: 4 nAn Low input bias current 30 nAn High degree of isolation between amplifiers: 120 dBn Gain bandwidth productn LM148 (unity gain): 1.0 MHz
Schematic Diagram
00778601
* 1 pF in the LM149
November 2003LM
148/LM248/LM
348S
eriesQ
uad741
Op
Am
p
© 2003 National Semiconductor Corporation DS007786 www.national.com
EK-7 LM348 Data Sheet
-
Absolute Maximum Ratings (Note 4)If Military/Aerospace specified devices are required,please contact the National Semiconductor Sales Office/
Distributors for availability and specifications.
LM148 LM248 LM348
Supply Voltage ±22V ±18V ±18VDifferential Input Voltage ±44V ±36V ±36VOutput Short Circuit Duration (Note 1) Continuous Continuous Continuous
Power Dissipation (Pd at 25˚C) and
Thermal Resistance (θjA), (Note 2)Molded DIP (N) Pd — — 750 mW
θjA — — 100˚C/WCavity DIP (J) Pd 1100 mW 800 mW 700 mW
θJA 110˚C/W 110˚C/W 110˚C/WMaximum Junction Temperature (TjMAX) 150˚C 110˚C 100˚C
Operating Temperature Range −55˚C ≤ TA ≤ +125˚C −25˚C ≤ TA ≤ +85˚C 0˚C ≤ TA ≤ +70˚CStorage Temperature Range −65˚C to +150˚C −65˚C to +150˚C −65˚C to +150˚C
Lead Temperature (Soldering, 10 sec.) Ceramic 300˚C 300˚C 300˚C
Lead Temperature (Soldering, 10 sec.) Plastic 260˚C
Soldering Information
Dual-In-Line Package
Soldering (10 seconds) 260˚C 260˚C 260˚C
Small Outline Package
Vapor Phase (60 seconds) 215˚C 215˚C 215˚C
Infrared (15 seconds) 220˚C 220˚C 220˚C
See AN-450 “Surface Mounting Methods and Their Effect on Product Reliability” for other methods of soldering surfacemount
devices.
ESD tolerance (Note 5) 500V 500V 500V
Electrical Characteristics(Note 3)
Parameter Conditions LM148 LM248 LM348 Units
Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max
Input Offset Voltage TA = 25˚C, RS ≤ 10 kΩ 1.0 5.0 1.0 6.0 1.0 6.0 mVInput Offset Current TA = 25˚C 4 25 4 50 4 50 nA
Input Bias Current TA = 25˚C 30 100 30 200 30 200 nA
Input Resistance TA = 25˚C 0.8 2.5 0.8 2.5 0.8 2.5 MΩSupply Current All Amplifiers TA = 25˚C, VS = ±15V 2.4 3.6 2.4 4.5 2.4 4.5 mALarge Signal Voltage Gain TA = 25˚C, VS = ±15V 50 160 25 160 25 160 V/mV
VOUT = ±10V, RL ≥ 2 kΩAmplifier to Amplifier TA = 25˚C, f = 1 Hz to 20 kHz
Coupling (Input Referred) See Crosstalk −120 −120 −120 dB
Test Circuit
Small Signal Bandwidth TA = 25˚C,LM148 Series
1.0 1.0 1.0 MHz
Phase Margin TA = 25˚C,LM148 Series (AV = 1)
60 60 60 degrees
Slew Rate TA = 25˚C,LM148 Series (AV = 1)
0.5 0.5 0.5 V/µs
Output Short Circuit Current TA = 25˚C 25 25 25 mA
Input Offset Voltage RS ≤ 10 kΩ 6.0 7.5 7.5 mVInput Offset Current 75 125 100 nA
LM14
8/LM
248/
LM34
8
www.national.com
46
-
Electrical Characteristics (Continued)(Note 3)
Parameter Conditions LM148 LM248 LM348 Units
Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max
Input Bias Current 325 500 400 nA
Large Signal Voltage Gain VS = ±15V, VOUT = ±10V, 25 15 15 V/mVRL > 2 kΩ
Output Voltage Swing VS = ±15V, RL = 10 kΩ ±12 ±13 ±12 ±13 ±12 ±13 VRL = 2 kΩ ±10 ±12 ±10 ±12 ±10 ±12 V
Input Voltage Range VS = ±15V ±12 ±12 ±12 VCommon-Mode Rejection RS ≤ 10 kΩ 70 90 70 90 70 90 dBRatio
Supply Voltage Rejection RS ≤ 10 kΩ, ±5V ≤ VS ≤ ±15V 77 96 77 96 77 96 dB
Note 1: Any of the amplifier outputs can be shorted to ground indefinitely; however, more than one should not be simultaneously shorted as the maximum junctiontemperature will be exceeded.
Note 2: The maximum power dissipation for these devices must be derated at elevated temperatures and is dicated by TJMAX, θJA, and the ambient temperature,TA. The maximum available power dissipation at any temperature is Pd = (TJMAX − TA)/θJA or the 25˚C PDMAX, whichever is less.
Note 3: These specifications apply for VS = ±15V and over the absolute maximum operating temperature range (TL ≤ TA ≤ TH) unless otherwise noted.
Note 4: Refer to RETS 148X for LM148 military specifications.
Note 5: Human body model, 1.5 kΩ in series with 100 pF.
Cross Talk Test Circuit VS = ±15V
00778606 00778607
00778643
LM148/LM
248/LM348
www.national.com
47
-
Connection Diagram
00778602
Top ViewOrder Number LM148J, LM148J/883, LM248J, LM348M, or LM348N
See NS Package Number J14A, M14A or N14ALM148J is available per JM38510/11001
LM148/LM
248/LM348
www.national.com
48
-
ÖZGEÇMİŞ Aydın KONUK, doğum yerim İstanbul, lise eğitimimi Şişli Endüstri Meslek Lisesinde
(2003-2006), önlisans eğitimimi İstanbul Üniversitesinde (2006-2008), lisans eğitimimi de
Karadeniz Teknik Üniversitesi’nde tamamladım.
DataSheetler.pdfLM348datasheet.pdfLM148/LM248/LM348General DescriptionFeaturesSchematic DiagramAbsolute Maximum RatingsElectrical Characteristics Cross Talk Test CircuitTypical Performance CharacteristicsApplication HintsTypical Applications-LM148Typical SimulationConnection DiagramPhysical Dimensions