T.C.

KARADENĠZ TEKNĠK ÜNĠVERSĠTESĠ

Mühendislik Fakültesi

Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü

KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI

033397 Mehmet MAZLUM

210317 Ġsmail YILMAZ

210329 Yunus AKSOY

210364 Yusuf CANSEVER

Danışman

Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU

Mayıs 2012

TRABZON

T.C.

KARADENĠZ TEKNĠK ÜNĠVERSĠTESĠ

Mühendislik Fakültesi

Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü

KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI

033397 Mehmet MAZLUM

210317 Ġsmail YILMAZ

210329 Yunus AKSOY

210364 Yusuf CANSEVER

DanıĢman

Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU

Mayıs 2012

TRABZON

ii

LĠSANS BĠTĠRME PROJESĠ ONAY FORMU

Mehmet MAZLUM, Ġsmail YILMAZ, Yunus AKSOY ve Yusuf CANSEVER

tarafından Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU yönetiminde hazırlanan

“KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI” başlıklı lisans bitirme projesi

tarafımızdan incelenmiş, kapsamı ve niteliği açısından bir Lisans Bitirme

Projesi olarak kabul edilmiştir.

DanıĢman : Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU ...............................

Jüri Üyesi 1 : Doç. Dr. Ali GANGAL ...............................

Jüri Üyesi 2 : Yrd. Dç. Dr. Gökçe HACIOĞLU ...............................

Bölüm BaĢkanı : Prof. Dr. Ġsmail Hakkı ALTAġ ...............................

iii

ÖNSÖZ

“Kablosuz EKG Cihazı Tasarımı” proje çalıĢmasının seçiminde, yürütülmesinde,

sonuçlandırılmasında ve sonuçların değerlendirilmesinde manevi destek ve yardımlarını

esirgemeyen değerli hocamız sayın Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU’ na teĢekkür ederiz.

Bitirme çalıĢmalarında kullanılmak üzere bölüm olanaklarının kullanımına izninden dolayı

Bölüm BaĢkanlığına, desteklerinden dolayı Mühendislik Fakültesi Dekanlığına ve KTÜ

Rektörlüğüne teĢekkür ederiz.

Yazılımın geliĢtirilmesinde yardımını bizden esirgemeyen, emek harcayan sayın M. Fatih

ĠNANÇ’ a teĢekkür ederiz.

Her zaman olduğu gibi çalıĢmalarımız boyunca da bizden manevi desteklerini esirgemeyen

ailelerimize teĢekkür ederiz.

Mayıs 2012

Mehmet MAZLUM

Ġsmail YILMAZ

Yunus AKSOY

Yusuf CANSEVER

iv

İÇİNDEKİLER

Lisans Bitirme Projesi Onay Formu ……………… ii

Önsöz ……………… iii

Ġçindekiler ……………… iv

Özet ……………… vi

Semboller Ve Kısaltmalar ……………… vii

1. GĠRĠġ 1

1.1. Literatür ……………… 3

1.2. Zaman Çizelgesi ……………… 5

2. ELEKTROKARDĠYOGRAFĠ 6

2.1. Kalp Hakkında Genel Bilgi ……………… 6

2.1.1. Biyopotansiyel ……………… 6

2.1.2. Kalbin Elektriksel Uyarım ve Ġletim Sistemi ……………… 7

2.2. Elektrotlar ……………… 8

2.2.1. Elektrot Devresi ……………… 10

2.2.2. Yüzey Elektrotları ……………… 11

2.3. Elektrokardiyogram ……………… 11

2.3.1. EKG ĠĢareti ……………… 11

2.3.2. Derivasyonlar ……………… 12

2.3.2.1. Bipolar Derivasyonlar ……………… 13

2.3.2.2. Unipolar Derivasyonlar ……………… 15

2.3.2.3. Unipolar Göğüs Derivasyonları ……………… 15

v

3. KABLOSUZ EKG CĠHAZI TASARIMI 16

3.1. GiriĢ ……………… 16

3.2. Ölçme Birimi ……………… 16

3.2.1. Ön Yükselteç Katı ……………… 16

3.2.2. Filtre Katı ……………… 22

3.2.3. Konumlandırma ve Kuvvetlendirme Katı ……………… 27

3.2.4. Sayısal ĠĢaret ĠĢleme ve Verici Katı ……………… 28

3.3. Görüntüleme Birimi ……………… 29

4. SONUÇLAR 30

4.1. Filtreleme Katı Sonuçları ……………… 30

4.2. Konumlandırma ve Kuvvetlendirme Katı ve

Görüntüleme Birimi Sonuçları

………………

31

5. YORUM ve DEĞERLENDĠRME 33

Kaynaklar ……………… 35

Ekler ……………… 36

ÖzgeçmiĢler ……………… 40

vi

ÖZET

Bilindiği üzere hastanelerde hastalardan alınan EKG bilgileri kablo aracılığıyla monitöre

aktarılmak üzere kullanılmaktadır. Bu çalıĢmada, hastalarla monitörler arasındaki kablolu

haberleĢmeyi ortadan kaldırmak üzere bir Kablosuz (Wireless) EKG (Elektrokardiyogram)

Cihazı tasarlanmıĢtır.

Tasarlanan sistem, hem evde hem de hastanede hastanın EKG görüntüsünü bilgisayar

ekranında izlenebilecek hale dönüĢtürür. Sistemin evde kullanılması halinde görüntülenen

iĢaret kayıt edilebilir ve daha sonra bu iĢaret incelenebilir. Cihazın hastane ortamında

kullanılması hainde ise mevcut EKG ölçümlerinin neden olduğu kablo yoğunluğunun ve

kullanımdaki zorlukların önüne geçilmesi amaçlanmıĢtır.

Tasarlanan Kablosuz EKG Cihazı, hasta vücudundan yüzey elektrotlarının algıladığı

biyopotansiyel sinyali bir ön kuvvetlendiricide kuvvetlendirir. Sonra bu sinyal, alçak ve

yüksek geçiren filtreler kullanılarak ölçüm ortamındaki gürültü ve diğer bozucu

etkenlerden arındırılır. ĠĢaret filtrelendikten sonra bir kez daha kuvvetlendirilir ve

kendisine DC seviye eklenir.

Pozitif eksene kaydırılan iĢaret eZ430-RF2500 Kablosuz HaberleĢme entegresinin verici

kısmında bulunan mikro iĢlemcinin ADC’si yardımıyla sayısallaĢtırılır. Elde edilen bu

sayısal veri, aynı entegrede bulunan haberleĢme katı sayesinde bilgisayara USB

bağlantısıyla bağlanan alıcı birime iletilir. Ġletim endüstriyel, bilimsel ve medikal iletim

bandı olarak ayrılan ISM (Industrial, Scientific, Medical) bandında 2.4 Ghz frekansında

yapılır. Kablosuz HaberleĢme entegresinin alıcı kısmıyla alınan veri bilgisayarın USB

portundan bilgisayara aktarılır ve Matlab’da yazılan bir arayüz programıyla izlenebilmesi

sağlanır. Böylece bilgisayar ortamında görselleĢtirme eĢ zamanlı yapılmıĢ olur.

vii

SEMBOLLER VE KISALTMALAR

EKG: Elektrokardiyografi

Hz: Hertz

RF Radio Frequency

V: Volt

SA: Sinoatrial

AV: Atriyoventriküler

CMRR: Common mode rejection rate (Ortak mod reddetme oranı)

G: Gain (Kazanç)

dB: Desibel

SPI: Serial Peripheral Interface

FIFO: First in, first out

USB: Universal Serial Bus

Op- amp: Operational Amplifier

Ω: Ohm

1

1. GİRİŞ

Günümüzde ani ölümlerin en büyük sebeplerinden biri kalp hastalıklarıdır. Kronik kalp

hastalıkları bulunan kişilerin durumu sürekli gözlem altında tutulmak istenebilir. Bu nok-

tada ölümlerin azaltılması bakımından tıbbi cihazlarla izleme yapılmaktadır. Ancak bu

cihazların yeterliliği de bir tartışma konusudur. Bu cihazların geliştirilmesiyle ilgili birçok

araştırma çalışması yapılmaktadır.

Canlı vücudunda oluşan küçük genlikli işaretlere biyopotansiyel işaretler denir. Bu kü-

çük genlikli işaretlerin incelenmesiyle kan basıncı, kan akış hızı, nabız ölçümü, kalp atımı

gibi canlıların hayatsal faaliyetleri hakkında bilgi edinilebilir. Elektronik mühendisliği

biyopotansiyel işaretlerin ölçümlerinde etkin rol oynamaktadır.

Elektrokardiyografi (EKG) işaretlerinin gözlemlenmesi ve incelenmesi, dolaşım siste-

minde oluşabilecek bir düzensizliğin belirlenmesine yardımcı olacaktır. EKG kalbin üretti-

ği biyopotansiyel işaretleri canlıya zarar vermeden vücut yüzeyinden elektrotlar yardımıyla

alınıp gözlemlenebilmesi için tasarlanmıştır. Gözlemlenen bu işaretler bize hastanın sağlık

durumuyla ilgili birçok bilgi verebilir. İyi bir doktor hastadan alınan bu küçük genlikli

EKG işaretine bakarak, hastanın sağlık durumuyla ilgili yorum yapabilir ve hatta teşhis

koyabilir.

Hastahanelerde kullanılan EKG cihazlarında hastaya çok sayıda elektrot bağlanmakta-

dır. Ayrıca standart bir EKG cihazı her ne kadar taşınabilir olarak nitelendirilse de büyük-

tür ve bu sebepten dolayı hastanın hareket özgürlüğünü yatakla sınırlandırmaktadır. Buna

ek olarak eğer hastanın rahatsızlığı kalp ritmini sürekli etkilemiyorsa ya da başka bir deyiş-

le hangi zamanlarda etkileyeceği bilinmiyorsa hastanın sürekli yatakta ve EKG’ye bağlı

kalması istenecektir. Aksi taktirde bir hastalığın teşhisi koyulabilecekken, kalp ritminde

oluşabilecek zamansız bozulmalar gözlemlenemeyecektir. Hastanın sürekli yatakta kalması

zaman kaybı olarak nitelendirilebilir. Bununla beraber hasta için gerekecek yatak, personel

(doktor, hemşire) de düşünülürse maliyetin de yüksek olacağı görülmektedir.

Tüm bu olumsuz durumların karşısında, kablosuz bir EKG cihazı düşünülecek olursa:

hasta vücuduna bağlanacak daha az sayıda elektrotla beraber hastanın hareket özgürlüğünü

kısıtlamadan istenilen sonuca ulaşılabilir. Hastanın hareket özgürlüğü kısıtlanmayacağın-

2

dan bir yatağa bağlı kalmayıp, günlük hayatına devam edebilecektir. En önemli katkısı ise

sürekli izleme yapılabilmesi sonucunda zamansız kalp ritim bozukluklarının gözlemlenme-

sini sağlayacaktır. Bunun sonucunda ise gerekli teşhis rahatlıkla konulabilecektir.

Bütün bu gözlemler sonucunda bu çalışmada kablosuz bir EKG cihazı tasarlanmıştır.

Tasarlanan bu cihaz, EKG işaretini hastanın gündelik aktivitelerini etkilemeden sürekli bir

biçimde görüntülememizi sağlar. Standart EKG cihazlarından daha küçük boyutta ve daha

az maliyetle gerçekleştirilmiştir.

Standart bir EKG cihazının katları; EKG işaretini algılayabilmek için kullanılacak elekt-

rotlar, alınan işaretin yükseltilmesi için yükselteç katı, gürültü gibi olumsuz etki yapacak

işaretlerle birlikte yükseltilen işaretin içinden sadece EKG işaretlerinin alınmasını sağlaya-

cak filtre katı ve bu işareti işleyip görüntüleyecek olan işaret işleme ve görüntüleme katı-

dır.

Bu sistemde kalbin ürettiği elektriksel sinyaller deri yüzeyinden elektrotlar aracılığıyla

algılanır. Elektrotlardan alınan EKG işaretleri mV lar seviyesindedir ve işlenebilmeleri için

yükseltilmeleri gerekmektedir. Bu yükseltme işlemi giriş katındaki işlemsel yükselteç dev-

releri ve bu devrelerin birleşimi olan enstrümantasyon yükselteçleri ile gerçekleştirilir.

Bu çalışmada gerçekleştirilen tasarımda giriş katında sağ kol, sol kol ve sağ bacak üze-

rinden 3 elektrotla elde edilen EKG işaretleri, giriş yükseltecine uygulandıktan sonra iste-

diğimiz frekans değerleri aralığına alınmak için filtrelenmelidir. EKG işaretlerinin 0,5 Hz

ile 25 Hz arasındaki frekans spektrumunda açığa çıkması diğer işaretlerin bastırılması için

de bir bant genişliği sunmaktadır. Bu nedenle alçak geçiren ve yüksek geçiren filtrelerle

oluşturulan bant geçiren filtre için frekans bantgenişliği bu aralıkta seçilip filtrelenmiştir.

Filtre katının çıkışında elde edilen elektriksel sinyal vücuttan elektrotlarla algılanan ve

yükseltilen sinyal içinden sadece EKG sinyallerinin seçilmesini sağlamıştır. Sistemin bun-

dan sonraki katları ise sinyal işlemeye yöneliktir. Ölçüm sistemi çıkışındaki sinyale bir

mikro işlemci sayesinde yüksek çözünürlüklü sayısallaştırma işlemi gerçekleştirilmiştir.

Yüksek çözünürlüklü sayısallaştırma ile iletilen sinyalin aslına uygun olarak alıcıda elde

edilmesini sağlamıştır. Analog dijital dönüştürme için bir mikro işlemcinin kullanılması

sistemin esnek bir yapıda çalışmasını sağlamıştır. Bunu da sistemimizde RF2500-eZ430

haberleşme entegresinin verici kısmında bulunan MSP430F2274 mikro işlemcisi gerçek-

leştirmektedir.

3

Cihazın buraya kadar anlatılan bölümü ölçüm birimini oluşturmaktadır. Ölçüm biri-

minde verici kullanılması hastayı yatağa bağlı kalmaktan kurtaracaktır.

Alıcı modül çıkışının sayısal olması bu sinyalin herhangi bir port aracılığıyla doğrudan

bilgisayara uygulanmasına olanak sağlamıştır. Sistemde görüntüleme birimi olarak bilgisa-

yar kullanılmıştır. Böylelikle EKG sinyalini eş zamanlı olarak izleme imkanı oluşmuştur.

1.1. Literatür

Kablosuz EKG cihazı konusunda yapılan benzer çalışmalardan birkaçı aşağıda açık-

lanmıştır.

T. K. Kho ve arkadaşları önerdikleri EKG izleme sisteminin çalışmalarında veri trans-

feri için Bluetooth teknolojisini kullanmışlardır. EKG sensörü ile hastadan elde edilen sin-

yal bluetooth modüller kullanılıp link ile alıcı tarafa iletilmiştir. Bu sinyal geliştirilen uygu-

lama programı ile alıcı taraftaki bilgisayarda grafik olarak gösterilmiştir [1].

Türkiye’de Gazi Üniversitesi kapsamında yapılan bir çalışma da vardır. Bu çalışmada

hasta vücudundan alınan biyopotansiyel işaretler enstrümantasyon yükselteçleri ile güçlen-

dirilerek işlenebilir sinyallere dönüştürülür. Gerçekleştirilen bu çalışmada vücut yüzeyin-

den elektrotlarla alınan biyopotansiyel sinyallerinin yükseltilmesi ve EKG sinyalinin filtre-

lenmesi adımları uygulanmıştır. Elde edilen EKG sinyallerinin sayısal iletim teknikleri ile

kablosuz olarak iletilebilmesi için mikroişlemci kontrolüyle dijitale dönüştürülmesi ve seri

kodlanması işlemleri yapılmıştır. EKG sinyalleri UART veri iletim tekniği kullanılarak

ISM bandında 434 MHz frekansta iletilmiştir. Mikroişlemci kontrollü bir alıcı devre ile

iletim ortamından alınan EKG sinyalleri demodüle edilerek sayısal sinyal tekrar analog

sinyale dönüştürülmüştür. Analog EKG sinyalleri görüntüleme ve kayıt birimlerinde gö-

rüntülenerek teşhis amaçlı olarak kullanılabilmektedir [2].

Hasta üzerindeki algılama devresinden RF data linki ile EKG sinyali iletimini mümkün

kılan bir sistem çalışması da vardır. Tasarlanan devre vasıtasıyla alınan EKG sinyali yük-

seltilip filtrelendikten sonra, PIC16f877 mikroişlemci, yazılım ile saniyede 360 defa örnek-

leyerek sayısallaştırmaktadır. Ardından hastanın bilgilerini RF data linki üzerinden en fazla

200 metreye ulaştırmak üzere yollamaktadır. Başka bir mikroişlemci ile farklı örnekleme

miktarlarıyla birlikte gelen data decode edilir ve MATLAB programı üzerinde gösterilir.

Tasarlanan sistem grafiksel kullanıcı ara yüzü ile birlikte sunulmuştur [3].

Yukarıda incelenen çalışmalara göre sistemimiz farklılıklar arz etmektedir. Sistemimiz

özellikle haberleşme kiti ve mikroişlemci farklılıkları bakımından diğerlerinden ayrılmak-

4

tadır. Çünkü MSP430 işlemcisi diğer işlemcilere göre daha yeni, daha hızlı ve özellikle

düşük güç tüketen bir mikroişlemcidir. Ölçme biriminde sistemin sağlıklı ve uzun ömürlü

çalışabilmesi için özellikle düşük güç tüketmesi şarttır. Bu önemli yönü ve kullandığı 2.4

GHz frekans bandı farkıyla diğer çalışmalardan ayrılır.

5

1.2. Zaman Çizelgesi

Aşağıda proje dönemi boyunca yapılan çalışmaların aylara göre dağılımı Çizelge 1.1 de

verilmiştir.

Çizelge 1.1. Çalışma Takvimi

Şubat Mart Nisan Mayıs

Projenin

Seçilmesi

X

Projeyle ilgili

araştırmalar

X

X

Projeyle ilgili

malzeme se-

çimi

X

X

Malzeme

temin edilme-

si

X

X

Devre Tasa-

rımı

X

X

X

Programlama

Yazılım

X

X

Proje tezinin

yazılması

X

X

6

2. ELEKTROKARDİYOGRAFİ

2.1. Kalp Hakkında Genel Bilgi

Kalp pericardium adındaki bir kesenin içinde yer alır. Basit olarak bir kas kütlesi gibi

düşünülebilir. Pericardium iki katmanlı bir dokudur ve kalbi olması gereken pozisyonda

tutar. Bunun yanında kalbin çalışması esnasında oluşacak sürtünmeyi azaltmak için bir sıvı

salgılamaktadır. Böylece kalbin daha rahat çalışmasını sağlar. Kalbi oluşturan dokulara

verilen isim ise epicardium ve myocardiumdur.

Kalp dolaşım sisteminin merkezinde yer almaktadır. Kanın dolaşım sistemine pompa-

lanması için hiç durmaksızın çalışmaktadır. Kalp temel olarak iki kulakçık ve iki karıncık

olmak üzere 4 odadan oluşmaktadır. Kanın dolaşım sistemine pompalanması esnasında;

kulakçıklar kanın depolandığı, karıncıklar ise pompalama işleminin gerçekleştiği odalar

olarak görev alır.

Kalp kası yapısı itibariyle elektriksel olarak uyarılması durumunda kasılmaktadır. Ka-

sılma önce kulakçıklarda başlar. Bir saniyeden daha kısa bir süre içinde kasılma karıncık-

larda devam eder. Kalbin kan ile dolma süresine diyastol denir. Diyastol sırasında karıncık

gevşer. Kanın vücuda pompalanma süresine ise sistol denir. Sistol esnasında karıncık kası-

lır [4].

2.1.1. Biyopotansiyel

Sodyum, Potasyum ve Klorit gibi iyonların insan vücudunda farklı yoğunluklar da bu-

lunmaları bazı hücrelerde iyonik potansiyellerin oluşmasına neden olur. Hücre duvarı seçi-

ci geçirgen bir yapıya sahiptir. Bu özelliğiyle birlikte bazı iyonları geçmesine izin verirken

bazı iyonların geçişini engeller. Bu durumu etkileyen faktörler iyonların elektriksel yükleri

ve fiziksel büyüklükleri gibi bazı kendilerine has özellikleridir. Hücre duvarı kalbin kan ile

dolma süresinden potasyum ve klorit iyonlarını geçirirken sodyum iyonlarını daha az ge-

çirmektedir. Bu durumda sodyum iyonlarının hücre dışındaki yoğunluğu hücre içindeki

yoğunluğundan daha fazla olacaktır.

İki birim sodyum hücre içine alınırken beş birim sodyum hücre dışına atılır. Bu durum-

da hücre içi ve hücre dışı arasındaki iyon yoğunluk farkları elektriksel bir potansiyel oluş-

turur. Kalbin dolması sırasında potansiyel fark 70 mV gibi bir değere ulaşır.

7

Hücre elektriksel olarak uyarıldığında hücre duvarının geçirgenlik özellikleri değişir.

Bu değişimin sonucunda sodyum iyonlarını geçirgen hale gelir. Sodyum iyonları hücre

içine girerken, potasyum iyonları hücre dışına çıkar. Bu süreç hücre içinin hücre dışına

göre 20-40 mV arasında pozitif bir değere ulaşmasıyla sonuçlanır.

Kanın kalbe dolma potansiyeline sahip hücre polarize olmuş durumdadır. Buna karşın

20-40 mV arası pozitif bir gerilime sahip hücre depolarize olmuştur. Depolarizasyondan

sonra yaşanan süreçte hücre potansiyeli tekrar kalbin dolma potansiyeline düşer. Bu sürece

repolarizasyon denir. Repolarizasyondaki hücre yeni bir depolarizasyonu önlemeye çalışır.

Yeni bir depolarizasyon için repolarizasyonun tam anlamıyla sona ermesi gerekir. Bir

depolarizeli hücre çevresindeki hücrelerinde depolarizasyona girmesinde tetikleyici rol

alır. Böylece çevre hücrelerde de potansiyel üretimine neden olur [5].

2.1.2. Kalbin Elektriksel Uyarım ve İletim Sistemi

Kalbin elektriksel iletim sistemi SA (Sinoatrial) düğümü, AV (Atrioventricular) düğü-

mü ve kalp kası hücrelerinden oluşur. Şekil 2.1 de görüldüğü gibi SA düğümü sağ kulakçı-

ğın hemen girişinde, AV düğümü sağ kulakçığın sol alt bölümündedir.

Şekil 2.1. Kalbin Elektriksel Uyarım ve İletim Sistemi [6].

SA düğümü elips şeklinde özel bir kalp kasıdır. Ancak buradaki hücrelerin kasılma ye-

teneği çok azdır. Buna rağmen uyartıların hepsini diğer hücrelere iletebilir. SA düğümü

kalp için bir doğal pil özelliği göstermektedir. Kalp kasılmasının ilk uyartımı buradan baş-

8

lar. SA düğümü kas hücrelerinde olduğu gibi tümüyle repolarize olmaz. Bu durum

pacemaker potential olarak adlandırılmaktadır. SA düğümde oluşan uyartı kulakçık kası

hücreleri ile AV düğümüne ulaşır. AV düğümünden de dallanma noktasına yani his deme-

tine, doğru devam eder. Kulakçıkla karıncığın kasılması arasındaki zaman farkı, bu uyar-

tım sürecini etkilemektedir. SA düğümde başlayan uyartı AV düğümüne kısa bir süre için-

de giderken, AV düğümünden dallanma noktasına giderken bu süre dört kata kadar fazla

olabilir.

Uyartı dallanma noktasından geçtikten sonra ikiye ayrılır ve hızla purkinje ağlarının so-

nuna doğru devam eder. Purkinje ağı yukarı doğru kıvrılmış biçimdedir ve bu sayede ka-

rıncıkların tamamına iletim sağlanır ve kasılma gerçekleşir. Kasılma esnasında karıncıklar

kulakçıklara doğru yaklaşır.

2.2. Elektrotlar

Küçük genlikli biyopotansiyel işaretin alınması ve ölçüm cihazına iletilebilmesi için

canlı ile cihaz arasında biyopotansiyel elektrotlar kullanılır. Bu elektrotlar canlıdan ölçüm

cihazına doğru bir akım yolu oluşturur. Canlı vücudunda iyonik yüklerle oluşan akım

elektrotlarda elektron akımına dönüştürülür. Bu dönüştürme işlemi iyon yoğunluğu fazla

olan jel ile gerçekleştirilir.

İnsanın deri yapısı elektrolitik özellik gösterir. Bundan dolayı elektrolitik bir çözelti gibi

düşünülebilir [7]. Sonuç olarak elektrot ve insan vücudu arasındaki ilişkiyi şekil 2.2 deki

gibi elektrot ile elektrolit arasındaki ilişkiye benzetebiliriz.

9

Şekil 2.2. Elektrot-Elektrolit arasındaki ilişki.

Bu yapıda elektrolite doğru akım akar. Elektron akışı akımın aktığı yönün tersinde ola-

cağına göre elektrolitten elektrota doğru elektron akar. Pozitif yüklü kalsiyum iyonları

elektrottan elektrolite doğru hareket ederken, negatif yüklü iyonlar elektrolitten elektrota

doğru hareket eder. Sonuç olarak yüzeyde kimyasal bir tepkime gerçekleşmektedir ve bu

kimyasal olay denklem (2.1) ve denklem (2.2) ile ifade edilir.

C ↔ Cn+

+ ne- (2.1)

Am-

↔ me

- (2.2)

Bir metali içinde kendi iyonlarının bulunduğu bir çözeltiye daldırdığımızda bu tepkime-

yi ve half-cell potansiyeli olarak adlandırılan ve elektrotların çeşitlerini oluşturan kavramı

anlayabiliriz. Metal çözeltiye daldırıldığında (2.1) denklemindeki ifadeye göre metalden

çözeltiye katyon geçişi olur. Çözelti içine katyonlar eklenirken elektronlar metal içinde

kalır ve metal ile çözelti arasındaki ara bölgede katyon ve anyon yoğunlukları değişmiş

olur. Bu değişmeye bağlı olarak çözeltinin metale yakın ve uzak bölgeleri arasında bir po-

tansiyel farkı oluşur. Bu potansiyel fark half-cell potansiyeli olarak adlandırılır. Metallerin

cinsine göre bu half-cell potansiyeli farklı değerler alır.

C

C

C

Elektrot Elektrolit

I

C+

A-

C+

A-

C+

e-

e-

e-

10

EKG elektrotları güvenilirlik, uzun süreli kullanım, cildi tahriş etmeme, minimum gü-

rültü, düşük maliyet özelliklerine bakılarak seçilir.

2.2.1. Elektrot Devresi

Elektrotlar üzerinden geçen akım miktarına göre değişik karakteristik durumları deği-

şiklik göstermektedir. Alınmak istenilen işaretin şekline göre yine elektrotun karakteristiği

değişebilir. Örneğin EKG işareti gibi bir işaret alınmak isteniyorsa işaretin frekansı da

elektrot karakteristiğini etkiler.

EKG işareti için elektrotlar rezistif ve reaktif davranış göstermektedir. Elektrotların bu

davranışı şekil 2.3 deki gibi bir devre ile tanımlanabilir. Devrede kapasite elamanı görül-

mektedir. Bu kapasite elemanının bu devrede yer almasının nedeni half-cell potansiyelidir.

Daha önce elektrot-elektrolit temas noktasındaki iyonik yük dağılımları belirtildiği gibidir

ve bu durumun sonucu olarak half-cell potansiyeli kapasite elemanı gibi davranır.

Şekil 2.3. elektrot devresi.

Direnç ve kapasitenin paralel olarak bağlanmasıyla frekansın sıfır olduğu değerlerde

elektrot saf omik yük gibi davranır. Paralel bağlanmış direnç-kapasiteye ek olarak half-cell

potansiyeli ve bağlantıdan kaynaklanabilecek direnç değeri de devreye eklendi. Aksi tak-

dirde bu devrede kapasite paralel olarak bağlanmamış olsaydı, küçük frekanslarda elektrot

devresi çok büyük bir direnç değeriyle karşımıza çıkardı. Ve bunun sonucu olarak herhangi

bir işaretin algılanması söz konusu olamazdı.

11

2.2.2. Yüzey Elektrotları

İnsan derisinin fizyolojik durumuna göre elektrot ile deri arasında 0,5 kΩ ile 20 kΩ ara-

sında değişen yüksek bir empedans değeri vardır. Bazı durumlarda deri yüzeyi problemle-

rinden dolayı birkaç 100 kΩ değerlerini de bulabilir Bundan dolayı yüzey elektrotları yük-

sek empedanslı gerilim kaynakları gibi düşünülmelidir ki bu yüzden kuvvetlendirici ele-

manın giriş direnci bu dirençten en az 10 kat büyük seçilmelidir. Yani opamplarn giriş

dirençleri MΩ lar mertebesinde yani büyük dirençler olmalıdır.

2.3. Elektrokardiyogram

SA düğümde üretilen ve kalbin elektriksel iletim sistemi boyunca devam eden elektrik-

sel darbeler kalbin kasılmasını ve bunun sonucunda dolaşım sistemine kanın pompalanma-

sını sağlar. Bu kasılma kalbin genel yapısını oluşturan kas hücreleri tarafından gerçekleşti-

rilir. Bu hücrelerin kasılması sırasında çok küçük genlikli gerilimler oluşmaktadır. Bu geri-

limler sayesinde akımlar oluşur ve bu akımlar vücut yüzeyine doğru dağılır. Akımlar vücut

yüzeyinin farklı noktalarına farklı yollardan ulaşacağından, vücut yüzeyinde her yerde aynı

gerilimler oluşmayacaktır. Bu farklı gerilimleri yüzey elektrotları alıp gözlemleyebiliriz.

Aldığımız değişik gerilimlerin sonucunda ortaya çıkan işarete elektrokardiyogram denir.

2.3.1. EKG İşareti

Normal çalışan bir kalpten, elektrotlar yardımıyla alınan EKG işareti şekil 2.4 deki gibi

gözlemlenebilir. EKG işareti P - T dalgaları ve Q - R - S kompleksinden oluşmaktadır. Q -

R - S kompleksi ise Q, R ve S dalgalarından oluşur.

Ölçülen EKG işaretinin genliği, elektrotların vücut yüzeyine yerleştirildikleri noktaların

kalbe olan uzaklık ve yakınlıkları ile değişmektedir.

Elektrotların iki kol ve bir bacağa yerleştirilip yapıldığı ölçümlerde R dalgasının tepe

değeri ile S dalgasının tepe değeri arasında yaklaşık ortalama 1.25 mV luk bir potansiyel

fark mevcuttur. P dalgasının tepe değeri 0.1 - 0.3 mV değerleri arasındadır. T dalgasının

tepe değeri ise 0.2 - 0.3 mV değerleri arasındadır.

12

Şekil 2.4. EKG İşareti

2.3.2. Derivasyonlar

Standart EKG cihazlarında ölçüm 2 kol, 2 ayak ve 1 göğüse olmak üzere toplam 5 böl-

geden alınan ölçümlerle yapılır. Bu elektrotlar arasında anahtarlama yapılarak ikişerli iki-

şerli potansiyel fark alınarak ölçüm yapılır. Her bir elektrot çiftinden farklı bilgiler elde

edilir.

Şekil 2.5 de kalbin elektriksel ekseni gösterilmiştir. Bu eksenler, 6 farklı elektrot bağ-

lantısı baz alınarak oluşturulmuştur.

P

Q

R

T

S

13

Şekil 2.5. Kalbin elektriksel ekseni.

2.3.2.1. Bipolar Derivasyonlar

Vücudun farklı iki bölgesinden alınan işaretler işlenerek elektrokardiyogram elde edilir.

Üç tip bipolar derivasyon vardır. Bunlar bağlantı I, bağlantı II ve bağlantı II olarak isim-

lendirilir.

Bağlantı I’ de sol kola bağlanan elektrottan gelen işaret yükseltecin pozitif girişine, sağ

koldaki elektrottan gelen işaret negatif girişine ve sağ bacaktaki elektrottan gelen işaret

yükseltecin çıkışına bağlanır.

Bağlantı II’ de sol bacaktaki elektrottan gelen işaret yükseltecin pozitif girişine, sağ

koldaki elektrottan gelen işaret negatif girişine, sol koldaki elektrot sağ bacaktaki elektrota

kısa devre edildikten sonra sağ bacaktaki elektrot yükseltecin çıkışına bağlanır.

Bağlantı III’ de sol bacaktaki elektrottan gelen işaret yükseltecin pozitif girişine, sol

koldaki elektrottan gelen işaret negatif girişine, sağ koldaki elektrot sağ bacaktaki elektrota

kısa devre edildikten sonra sağ bacaktaki elektrot yükseltecin çıkışına bağlanır.

Bu çalışmada bağlantı I kullanılması uygun görülmüştür. Bağlantı I şekil 2.6 da göste-

rilmiştir.

I

II

III

aVF

aVR aVL

Kalbin

Sağı

Kalbin

Solu

14

Şekil 2.6. Bağlantı I.

Bu üç derivasyon, şekil 2.7 deki Einthoven üçgenini oluşturur. Einthoven’ a göre bu üç

bağlantıdan birinin oluşturacağı EKG işareti diğer ikisinden elde edilecek EKG işaretleri-

nin toplamıdır.

Sağ kol Sol kol

Sol bacak

Şekil 2.7. Einthoven üçgeni.

Bağlantı 3

Bağlantı 1

Ba

ğla

ntı

2

Sağ bacak

sürücüsü

Yükselteç

Sağ Bacak

15

2.3.2.2. Unipolar Derivasyonlar

Vücudun farklı üç bölgesinden alınan işaretler işlenerek elektrokardiyogram elde edilir.

İki noktadaki elektrotlardan alınan işaretler toplanır ve yükseltecin negatif girişine bağla-

nır. Seçilen üçüncü noktadaki elektrottan alınan işaret ise yükseltecin negatif girişine bağ-

lanır.

aVR bağlantısında sağ kola bağlanan elektrottan alınan işaret yükseltecin pozitif girişine

verilir. Sol kol ve sol bacağa bağlanan elektrotlardan alınan işaretler toplanır ve yükselte-

cin negatif girişine verilir.

aVL bağlantısında sol kola bağlanan elektrottan alınan işaret yükseltecin pozitif girişine

verilir. Sağ kol ve sol bacağa bağlanan elektrotlarda alınan işaretler toplanır ve yükseltecin

negaitf girişine verilir.

aVF bağlantısında sol bacağa bağlanan elektrottan alınan işaret yükseltecin pozitif giri-

şine verilir. Sağ ve sol kollara bağlanan elektrotlardan alınan işaretler toplanır ve yükselte-

cin negatif girişine verilir.

Bu üç unipolar bağlantı şeklinde sağ bacaktaki elektrot referans alınarak yükseltecin çı-

kışına bağlanır.

2.3.2.3. Unipolar Göğüs Derivasyonları

Göğüs üzerindeki 6 noktadan elektrotla işaretler yükseltecin pozitif girişine verilirken,

sağ ve sol kollar ve sol bacaktan alınan işaretlerin üçü toplanır ve yükseltecin negatif giri-

şine verilir.

16

3. KABLOSUZ EKG CİHAZI TASARIMI

3.1. Giriş

Bu bölümde tasarladığımız cihazın devre birimlerinin çalışma prensiplerini ve işlevleri

incelenecektir. EKG işareti elektrotlarla alınıp sırasıyla yükseltilecek, filtrelenecek, ko-

numlandırma kuvvetlendirme yapılacak ve verici devredeki mikroişlemci yardımıyla sayı-

sallaştırılacaktır. İletim için sayısal hale getirilmiş olan EKG işareti kablosuz haberleşme

verici devresinden alıcı devresine iletilecektir. Alıcı devresinde sayısal haldeki EKG işareti

tekrar orjinal haline dönüştürülür ve bir bilgisayarda görüntülenir.

Oluşturacağımız cihazı ölçme birimi ve görüntüleme birimi olmak üzere iki bölümde

incelenecektir.

3.2. Ölçme Birimi

Hasta üzerinde bulunacak bu birim ön yükseltme, filtreleme, konumlandırma ve kuvvet-

lendirme, sayısal işaret işleme ve verici katlarından oluşur.

3.2.1. Ön yükselteç Katı

Canlıdan alınan 0.5 mV – 5 mV arasında değişen küçük genlikli EKG işaretinin işlen-

meye uygun hale gelebilmesi için bir ön yükseltme işlemi yapılmaktadır. Bağlantı şekline

göre canlıdan alınan iki nokta arasındaki fark alınmaktadır. Enstrumantasyon yükselteci

esasında fark yükselteci gibi çalışmaktadır. Fark yükselteci eviren ve evirmeyen girişlerde-

ki işaretlerin farkını alarak yükseltmektedir, ancak bu işlem yapılırken kullanılan yükselte-

cin ortak mod reddetme oranının yüksek olması istenir. Bu iki sinyal arasındaki farkın tam

olarak bulunması gerekmektedir. Ortak mod reddetme oranı (CMMR) girişteki sinyallerin

ortak olan bileşenlerini bastırma oranıdır.

Şekil 3.1 de temel bir fark kuvvetlendiricisi gösterilmiştir.

17

Şekil 3.1. Temel fark kuvvetlendiricisi.

Yukarıdaki şekilde kuvvetlendiricinin fark alma işlemi, girişlerin akım için açık devre,

gerilim için kısa devre yapılmasıyla, gerekli çevre denklemleri ve düğüm denklemleri yazı-

larak çözecek olursak (3.1), (3.2) ve (3.3) denklemleri elde edilir.

V5 = V4 x R4

R3+ R4

(3.1)

i = V3− V5

R3 =

V5− V0

R4

(3.2)

V0= V4 − V3 x R4

R3

(3.3)

Son denklemlerden de görüldüğü gibi girişteki işaret farkımız R4/R3 oranında çıkışımız-

dan alınmaktadır. Fark yükseltecimizin kazancı (3.4) denklemi yardımıyla bulunur.

Gf = çıkış

giriş = R4/R3

(3.4)

18

Teorikte eğer girişlerimizdeki işaretler aynı olursa çıkışımız sıfıra eşit olur ama pratikte

direnç değerlerinin tam olarak aynı olmaması çıkışta küçükte olsa bir gerilim elde etmemi-

zi neden olur. Ortak mod kuvvetlendirme oranımız Gc = 0 olması gerekirken gerçekte sağ-

lanmaz.

Biyomedikal işaret yükselteç tasarımında CMMR yükseltecimizin kalitesini belirleyen

parametredir. Elektrod ile ölçüm alınan devrelerde elektrotlarda bir dc gerilim endüklenir

ve ortak modlu potansiyel gerilim oluşur. Tek yükselteç kullanılarak yapılan fark yükselt-

me devrelerinde CMRR oranı yeterince iyi sonuç vermemektedir. Yüksek empedansa sa-

hip elektrotlar ön yükseltecimizin kaynağıdır. Yüksek empedanslı kaynaklarda kaynaktan

maksimum işaret alabilmek için empedans uyumluluğu sağlanmalıdır. Bunun için kaynak

öncelikle yüksek giriş empedanslı gerilim izleyici devrelere bağlanarak empedans uygun-

luğu sağlanır. Elektrodlardan alınan sinyalin yüksek empedanslı gerilim izleyici devreye

bağlandıktan sonra fark yükselteciyle farkının alınmasıyla ön yükselteç devremiz maksi-

mum giriş sinyali alabilmemiz için uygun hale gelir.

Şekil 3.2 de gördüğümüz fark kuvvetlendirici devresi yüksek kaynak empedanslı biyo-

lojik işaretlerin ölçümünde ön yükseltme devresi olarak kullanılmaktadır.

Şekil 3.2. Üç op - amplı fark kuvvetlendiricisi.

Devrenin eviren ve evirmeyen girişindeki işaretlerin aynı olduğunu V1 = V2 = V düşü-

nürsek Vo çıkışımız ve kazancımız aşağıdaki gibi bulunur.

19

V1 = V2 = V olduğunda R1 direncinden akım akmayacağı için V3 = V4 olmakta ve ortak

modlu işaret kazancımız Gc = 1 olarak bulunur.

Girişlere farklı işaretler uygulandığında ise R1 direnci uçlarında V1 – V2 gerilimi oluşur.

R1 direnci üzerinden akım akmaya başlar. V1 – V2 çıkışımız ise bu durumda denklem (3.5)

deki gibi bulunur. Denklem (3.6) ve (3.7) yardımıyla denklem (3.8) deki CMRR ifadesi

elde edilir.

V1 - V2 = i x R1

(3.5)

V4 - V3 = i x (2R2 + R1)

(3.6)

çıkış

giriş =

V4−V3

V1−V2 =

2R2 + R1

R1 = Gf olur.

(3.7)

CMRR = 𝑓𝑎𝑟𝑘 𝑘𝑎𝑧𝑎𝑛𝑐 ı

𝑜𝑟𝑡𝑎𝑘 𝑖ş𝑎𝑟𝑒𝑡 𝑘𝑎𝑧𝑎𝑛𝑐 ı =

2R2 + R1

R1.

(3.8)

Yukarıdaki ilk katımızın CMRR si ile önceden bulduğumuz ikinci katın CMRR si çarpı-

larak ön yükseltme katımızın CMRR değeri yükselmiş olur. Katımızın toplam kazancı ise

iki yükselteç devremizin kazançları çarpımıdır ve denklem (3.9) da gösterilmiştir.

Av = 2R2 + R1

R1 x

R4

R3

(3.9)

İkinci yükselteçten akacak akımı belirleyen R4 direnci ile CMRR değiştirilebilmektedir.

Kazanç ifadesine baktığımızda R2 ve R1 direnç değeriyle değişmektedir. R2 direnci

devremizde iki tane bulunup değiştirildiğinde birbirlerine eşit olmama problemi yarataca-

ğından, R1 direnci ayarlı direnç seçilerek kazancımızda değişiklik yapılabilmektedir.

Ön yükselteç devresi iki op - amp tan oluşan yüksek empedanslı gerilim takip eden ilk

kat ile fark kuvvetlendirme işlemi yapan ikinci kattan oluşur. Oldukça basit yapıda olan bu

devre entegre devresi olarak farklı firmalar farklı kalitelerde üretmektedir.

20

Gürültüyü azaltmak için ön kuvvetlendiricinin şu özelliklere sahip olması istenir;

kuvvetlendiricinin giriş direnci, EKG işaretinin algılandığı frekans aralığında, kaynak di-

rencinin en az 1000 katı büyüklüğünde olmalıdır. Bunun için kuvvetlendirici giriş katı

izleyici olarak tasarlanmıştır. Bu kuvvetlendiriciler yüksek kazançlı olduğundan, giriş kat-

larındaki küçük dengesizlik gerilim kaymaları çıkışta büyük gerilim değişimlerine neden

olacaktır. Bunun önüne geçilmesi için giriş katlarında dengesizlik (kayma, ofset) gerilimle-

ri ve ofset kaymaları küçük olan kuvvetlendiriciler kullanılmalıdır.Fark kuvvetlendiricisi

yardımıyla aynı fazdaki bozucu gerilimlerin etkisiz hale getirilebilmeleri için, giriş katla-

rında, CMMR si 50Hz'de l00 dBnin üzerinde olan enstrumantasyon devresi kullanılmıştır.

Gürültü değerinin düşük olması da dikkate alınmıştır.

Devrede ön yükseltme entegresi olarak AD 620 entegresi kullanılmıştır. AD 620 enteg-

resinin kataloğunda bulunan özellikleri çizelge 3.1 de verilmektedir.

Çizelge 3.1. AD 620 özelllikleri.

Koşul Minimum Ortalama Maksimum

Kazanç - 1 - 10000

CMRR Gain =100 110 dB - 130 dB

Giriş gü-

rültüsü

F= 1 kHz - 9 nV/ 𝐻𝑧 13 nV/ 𝐻𝑧

Çıkış gü-

rültüsü

F= 1 kHz - 72 nV/ 𝐻𝑧 100 nV/ 𝐻𝑧

Entegrenin kataloğunda belirtilen kazanç formülü (3.10) ile istenilen kazanç için Rg di-

renç değeri seçimi yapılır.

kazanç = 1 + 49.4 kΩ

Rg

(3.10)

AD620 nin uygulama şeması şekil 3.3 de gösterilmiştir. Rg direncinin uçlarından di-

rençler vasıtasıyla sağ bacak sürücü devresine giriş yapılır. AD620 nin eviren ve evirme-

yen girişlerinden hastanın sağ ve sol kollarına bağlantı yapılır.

21

Şekil 3.3. AD620 uygulama şeması.

Ön yükseltme katımızda ayrıca ortak modlu işaretleri bastırmak için sağ bacak sürücü

devresi kullanılmıştır. AD620 çıkışındaki işaret sağ bacak sürücü devresinde terslendirile-

rek tekrar sağ bacaktan vücuda verilmektedir. Vücut üzerinde CMMR için sanal bir toprak

gerilimi oluşturulmaktadır. OP - 07 entegresi kullanılarak sağ bacak sürücü tasarımı ger-

çekleştirilmiştir.

Ön yükselteç katının sürücü devre eklenmiş ve elektrod bağlantılarından I nolu bağlantı

şekli kullanılarak yapılan tasarımı şekil 3.4 deki devre haline gelmiştir.

Sağ Bacak

Sürücü

Devresine Hastaya Rg

22 k

22 k

22

Şekil 3.4. Ön yükselteç Katı

3.2.2. Filtre Katı

EKG işaretimizin frekansı 0.5 Hz ile 25 Hz arasındadır. Dolayısıyla 0.5 Hz kesim fre-

kanslı yüksek geçiren ve 25 Hz kesim frekanslı alçak geçiren filtre yeterli olmaktadır.

Kesim frekansı 25 Hz olan alçak geçiren filtrenin belirlenmesinde 50 Hz olan şebeke

gürültüsünü bastırma düşüncesi etkin olmuştur. 50 Hz şebeke gürültüsünün bu şekilde bas-

tırılmış olması sonucunda standart EKG cihazlarında kullanılan 50 Hz merkez frekanslı

notch filtre kullanımına ihtiyaç kalmamıştır.

Kesim frekansı 25 Hz yani 3 dB ve durdurma frekansı 50 Hz yani 30 dB olarak belirle-

nen filtrenin derecesi chebyshev normalize filtre karakteristiğinden yararlanılarak 4. derece

olduğu belirlendi. Çizelge 3.2 deki chebyshev filtre kutup noktaları tablosundan yararlanı-

larak 4. derece bir filtrenin kutup noktaları belirlendi.

23

Çizelge 3.2. Chebyshev filtre kutup noktaları.

Derece Reel İmajiner

2 0.6104 0.7106

3 0.3490

0.6979

0.8684

4 0.2177

0.5257

0.9254

0.3833

5 0.3842

0.1468

0.4749

0.5884

0.9521

6 0.3916

0.2867

0.1049

0.2590

0.7077

0.9667

4. derece Chebyshev filtrenin kutupları: S1= -0.2177- j0.9254 S2= 0.2177+ j0.9254 S3= -

0.5257- j0.3833 S4= -0.5257 +j0.3833 şekil 3.5 de gösterildiği gibidir.

Şekil 3.5. Dördüncü dereceden chebyshev filtrenin kutupları.

24

Bu kutup değerleriyle normalize eş değer filtre devremizin transfer fonksiyonunu yaza-

biliriz. Transfer fonksiyonu T(s) denklem (3.11) ile ifade edilir.

Ts = 1

s4+1.486s3+2.948 s2+1.88s+1.548

(3.11)

Çizelge 3.3 den yararlanılarak normalize eş değer filtre devresinin kondansatör değerleri

belirlenmiştir.

Çizelge 3.3. Chebyshev filtre kondansatör değerleri.

Derece C1 C2

2 1.638 0.6955

3 6.653 1.825

4 1.900

4.592

1.241

0.2410

5 4.446

6.810

2.520

0.1580

6 2.553

3.487

9.531

1.776

0.4917

0.1110

Normalize eş değer filtrede direnç değerlerini 1 Ω olarak seçiyoruz. Böylece gerçek

devredeki değerini bulmada kolaylık sağlar. Bu eleman değerlerine göre normalize eş de-

ğer filtre devremiz frekans devresinin normalize eş değeri şekil 3.6 de gösterilmiştir.

25

Şekil 3.6. Filtre normalize eşdeğeri.

Bu normalize eş değer devre 3 dB zayıflatmayı 1 rad/s de oluşturmaktadır. 3 dB zayıf-

latmayı kesim frekansına getirebilmek için normalize olarak oluşturduğumuz devrede em-

pedans ve frekansın asıl devre değerlerine çekmemiz gerekmektedir.

Gerçekleyeceğimiz devrenin kesim frekansı için; 2*pi*25=157 rad/s de 3 dB zayıflatma

olacaktır. Durdurma frekansı için; 2*pi*50=314 rad/s de 30 dB zayıflatma olacaktır. Bun-

dan dolayı normalize eş değer filtre devresi 2 rad/s de 30 dB zayıflatma değerine ulaşır.

Gerçekleştireceğimiz devrenin eleman değerlerini bulmak için frekansı ve empedansı

ölçeklememiz gerekmektedir. Frekans ölçeği (FÖ) denklem (3.12) ile oluşturulurken em-

pedans ölçeği (EÖ) ise denklem (3.13) ile oluşturulmuştur.

FÖ = İstenilen Frekans

Bilinen Frekans

(3.12)

EÖ = İstenilen Direnç

Bilinen Direnç

(3.13)

Bu denklemlere göre frekans ölçeği FÖ=157/1=157 olarak bulunur. Gerçeklenecek dev-

rede 330 kΩ değerli dirençler kullanılacaktır. Bundan dolayı empedans ölçeği EÖ=330000

olarak alınır. Gerçek devredeki direnç değerleri frekans değişiminden etkilenmeyeceği için

denklem (3.14) deki gibi frekans ölçeğinden bağımsız olarak, kondansatör değerleri ise

denklem (3.15) ten yararlanılarak bulunur.

26

C’ = C

FÖ x EÖ

(3.14)

R’ = R x EÖ

(3.15)

Sonuç olarak gerçeklenecek olan filtre devresindeki eleman değerleri; R= 330 kΩ, C1’=

36 nF, C2’= 23.9 nF, C3’= 88.6 nF, C4’= 4.65 nF olarak tespit edildi. Bulunan kapasite de-

ğerlerinin tam karşılığı olmadığından, bu değerlere en yakın kapasitelerle oluşturulan devre

şekil 3.7 de gösterilmiştir.

Şekil 3.7. Alçak geçiren filtre.

Yaptığımız filtre devresinin değişik frekanslarda giriş çıkış gerilimleri üzerinden, ka-

zanç değerleri hesaplanmıştır ve çizelge 3.4 de gösterilmiştir.

Çizelge 3.4. Alçak geçiren filtre kazanç değerleri

Frekans Giriş Çıkış Kazanç dB

5 0.5 1.004 2,008 6.1 dB

15 0.5 1,028 2,056 6,2 dB

20 0.5 1,048 2,096 6,4 dB

25 0.5 0,827 1,654 4,4 dB

30 0.5 0,389 0,779 -2,2 dB

45 0.5 0,056 0,113 -18.9 dB

50 0.5 0,036 0,072 -22.8 dB

27

Daha önce EKG işareti çok küçük genlikli olduğundan ön yükseltme yapıldı. Bu ön

yükseltme işlemi kazancı yüksek yükselteç devresiyle yapıldı. Yükseltecin girişindeki kü-

çük genlikli EKG işaretindeki küçük değişimler kazancın yüksek olması sebebiyle yüksel-

teç çıkışında büyük genlikli değişimlere sebep olur. Bu kayma gerilimi olarak tanımlanır.

Bu kayma gerilimini ortadan kaldırmak gerekir. Bunun için kesim frekansı 0.5 Hz olan

yüksek geçiren bir filtre tasarlanmıştır. Denklem (3.16) da bu filtreye ait transfer fonksiyo-

nu ve şekil 3.8 de tasarlanan filtre gösterilmiştir.

Ts = 0.33s

0.33s+1

(3.16)

Şekil 3.8. Yüksek geçiren filtre.

3.2.3. Konumlandırma ve Kuvvetlendirme Katı

0.5-5 mV mertebesindeki EKG işareti ön yükselteç katında 0.5 V a yükseltilir ve filtre

katında filtrelenir. Sayısal işaret işleme katında kullanılan kit üzerindeki mikro işlemcinin

analog dijital dönüştürücüsü işaretleri sayısallaştıracaktadır. Örnekleme yapılırken EKG

işaretinde oluşabilecek kayıpların önüne geçmek ve daha kaliteli bir işaret için, işaretin

tamamını pozitif eksene kaydırmak gerekir. Bunun için EKG işaretine bir dc seviye ekle-

nir.

EKG işaretini pozitif eksene kaydırmak yani konumlandırmak için evirici toplayıcı bir

devre kullanılır. Konumlandırma devresi şekil 3.9 de verildiği gibidir.

28

Şekil 3.9. EKG İşaret Konumlandırma Devresi.

Konumlandırılan EKG işaretinin tekrar yükseltilmesi gerekir. Şekil 3.10 da konumlan-

dırma kuvvetlendirme devresi gösterilmektedir. Bu devrede 50 kΩ luk trimpotla üretilen dc

seviye EKG işaretiyle toplanır. Ardından elde edilen işaret 0-5 V arasına kuvvetlendirilir.

Bu devrenin kuvvetlendirme işlemini yapan kısımdaki kazanç 8 civarındadır. Sonuç olarak

çıkışta gözlenecek EKG işareti tepeden tepeye 4 V olabilir.

Şekil.3.10. Konumlandırma kuvvetlendirme devresi.

3.2.4. Sayısal İşaret İşleme ve Verici Katı

İşaret işleme katında kullanılmak üzere Texas Instruments firmasının MSP430F2274

mikro işlemcisi seçilmiştir. Verici katının merkezinde Texas Instruments firmasının

CC2500 RF haberleşme modülü yer almaktadır.

29

Çalışmamızda eZ430-RF2500 kiti kullanılmıştır. Bu kit üzerinden MSP430F2274 mikro

işlemcisi ve CC2500 modülü birlikte yer almaktadır. Mikro işlemci ve CC2500 kendi ara-

larında SPI haberleşmesi yapar. Bu kitte bulunan hem mikro işlemci hem de haberleşme

modülü çok düşük güç harcadıklarından çalışmamıza uyumluluk göstermişlerdir. Çünkü

tasarladığımız cihazda ölçme biriminde bulunan işaret işleme ve verici katının beslemesi

piller üzerinden yapılacağı için düşük güç tüketimi sistemimiz için çok önemlidir.

İşaret konumlandırma ve kuvvetlendirme katından alınan EKG sinyali mikro işlemcimi-

zin analog dijital dönüştürücü modülü ile sayısallaştırılmaktadır. 0.5 Hz – 25 Hz frekans

aralığındaki EKG işaretimizin örnekleme frekansı Nyquist kriteri gereği minimum 50 Hz

olmalıdır. Çalışmamızda ise kaliteli bir grafik elde edebilmek için örnekleme frekansı fö =

1 kHz olarak belirlenmiştir. Mikro işlemcide sayısallaştıran işaret SPI haberleşmesi ile

CC2500 RF transceiver modülüne aktarılır. Transceiver modülünde transmitter özelliği

aktif edilerek CC2500 RF alıcı modülüne gönderilir.

Verici kitin içeriği şekil 3.11 de verildiği gibidir.

Şekil 3.11. Verici katı

3.3. Görüntüleme Birimi

Görüntüleme birimi alıcı kiti ve EKG işareti görüntülenmek üzere bir bilgisayardan

oluşmaktadır.

Verici modülden gönderilen işaret alıcı modüle kayıba uğramadan sayısal bir işaret ola-

rak ulaşmaktadır. Alınan sayısal işaret bilgisayarın COM portu üzerinden JAVA ortamına

aktarılır. Yazılan JAVA ara yüzü aracılığıyla EKG işaretinin izlenmesi sağlanır.

Alıcı kitinin içeriği şekil 3.12 de verildiği gibidir.

Batarya

+MSP430

Hata Ayıklayıcısı

MSP430F2274

18 pin girişi

CC2500

64 byte RX FIFO

64 byte TX FIFO

30

Şekil 3.12. Alıcı katı.

4. Sonuçlar

Sistem anlatılanlara göre devreye aktarılmış, üzerinde gerekli ölçümler yapılıp bazı de-

ğerler elde edilmiş ve sağlıklı veriler elde edilmiştir. Buna göre sistemin bazı katlarındaki

elde edilen sonuçlar aşağıda belirtilmiştir.

4.1. Filtreleme Katı Sonuçları

Filtreleme katı devresinin girişine verilen belli gerilim ve farklı frekans değerleri için

çıkışta elde edilen gerilimler, kazanç değerleri ve bunların dB cinsinden değerleri çizelge

4.1 de gösterilmiştir.

USB

+MSP430

Hata Ayıklayıcısı

MSP430F2274

18 pin girişi

CC2500

64 byte RX FIFO

64 byte TX FIFO

31

Çizelge 4.1. Filtre katı çıkış ve kazanç değerleri

Frekans Giriş Çıkış Kazanç dB

5 0.5 1.004 2,008 6.1 dB

15 0.5 1,028 2,056 6,2 dB

20 0.5 1,048 2,096 6,4 dB

25 0.5 0,827 1,654 4,4 dB

30 0.5 0,389 0,779 -2,2 dB

45 0.5 0,056 0,113 -18.9 dB

50 0.5 0,036 0,072 -22.8 dB

Filtre devresinin girişten verilen 0.5 Hz ile 25 Hz arasındaki frekans değerlerini çıkışa

aktarıp 25 Hz den yüksek frekans değerlerini bastırması gerekmektedir. Tasarlanan devre-

nin bunu iyi bir şekilde gerçekleştirildiği çizelge 4.3. den görülmektedir. Özellikle şebeke

gerilimi frekansı olan 50 Hz’in bastırılması gürültü açısından önemli olduğu için bu değer-

deki sonuç önemlidir. Sözü edilen filtre bu frekans değerinde 22.8 dB bastırma yaparak iyi

bir sonuç elde edilmesini sağlamıştır.

4.2. Konumlandırma ve kuvvetlendirme katı ve görüntüleme birimi sonuçları

Tasarlanan sistemde hastadan elde edilen EKG verisinin haberleşme katı aracılığıyla

alıcı birimine gönderilmeden önce en son işlendiği yer konumlandırma ve kuvvetlendirme

katıdır. Yani EKG sinyalinin karakteristiğinin gözlemlenmesinde referans olarak bu katın

çıkış verileri sistemin değerlendirilmesi açısından önemlidir. Şekil 4.1 ve şekil 4.2 de farklı

iki kişiden elde edilen EKG işaretleri gösterilmiştir.

32

Şekil 4.1. Mehmet MAZLUM’dan elde edilmiş EKG işareti.

33

Şekil 4.2. Yusuf CANSEVER’den elde edilmiş EKG işareti

Görüntüleme Biriminde elde edilen ve görüntülenen sinyaller Konumlandırma ve Kuv-

vetlendirme katında elde edilen sinyallere yakınlık göstermiştir. Genel olarak bu veriler

ışığında elde sonuçlar çizelge 6.2 de verilmiştir.

Çizelge 4.2 ye göre sol tarafta EKG sinyaline göre baz alınan bazı değerlendirme koşul-

ları ve karşılarında bu koşullara göre elde edilen değerler belirtilmiştir.

34

Çizelge 4.2. Deneysel Sonuçlar.

Hastadan elde edilen EKG sinyali genliği

(tepeden tepeye)

Kişi sağlık durumu ve ortama göre 2V ve

5V arasında

P,T dalgaları Q - R - S kompleksi Açık şekilde gözlemlendi

RF iletilme mesafesi (Açık alan) 30 metre

RF iletilme mesafesi (Kapalı alan) 6metre

5. Yorum ve Değerlendirme

Bu projenin gerçekleştirilmesi sonucunda hastanın yaşam kalitesi yükseltilir, sağlık

personelinin enerji ve zamandan tasarruf etmesine ve uzaktan hasta izleme alanına katkıda

bulunulur.

Şöyle ki bu projede elde edilen ve görüntülenen EKG işareti kaydedildikten sonra inter-

net ortamına aktarılabilir, sonra gerekli sistemin kurulması ile beraber bir hastaneye veya

bir izleme merkezinde görüntülenebilir hale getirilebilir. Sistem daha da geliştirilebilirse

oluşturulan bir ara yüz sayesinde kalp ritminde oluşabilecek bozulmalar halinde bir sağlık

birimine otomatik olarak alarm gönderilip hastaya yardım ekibi yönlendirilmesi yine oto-

matik olarak yapılabilir ve hayati risklerin bir nebze önüne geçilebilir. Başka bir yaklaşım

ise şöyle olabilir; görüntüleme ve işareti gerekli birimlere gönderme fonksiyonu bilgisa-

yardan bağımsız hale getirildikten sonra tıbbi ölçümler için özel ve hızlı bir ağ kurulabilir

ve gerekli alt yapı sağlanırsa hastaların evden ya da herhangi bir yerden sağlık durumunun

gözlenmesi sağlanabilir.

35

KAYNAKLAR

[1] T. K. Kho, R. Besar, Y. S. Tan, K. H. Tee and K. C. Ong, “Bluetooth-enabled

ECG Monitoring System”, in TENCON, 2005, pp. 1-5, 21-24 Nov. 2005.

[2] E. Kabalcı, “Pc Tabanlı Kablosuz EKG Biyotelemetri Sistemi Tasarımı ve Ya-

pımı”, Yüksek Lisans Tezi, Elektronik ve Bilgisayar Eğitimi, Gazi Üniversitesi,

Ankara, Türkiye, Haziran. 2006.

[3] R. J. Oweis and A. Barhoum. “PIC microcontroller-based RF wireless ECG

monitoring system”, Journal of Medical Engineering & Technology, Vol. 31,

No. 6 November/December 2007.

[4] John E. Hall, Guyton and Hall Textbook of Medical Physiology, 1st ed.,

Saunders, 2010.

[5] J. J. Carr and John M. Brown, Introduction To Biomedical Equipment

Technology, 3rd ed., Prentice Hall, 1993.

[6] (1996) Texas Heart Institute web sitesi. Available: http://www.texasheart.org/

[7] John G. Webster, Medical Instrumentaion Application and Design, 2nd ed., John

Wiley&Sons, 1995.

Karadeniz Teknik Üniversitesi Mühendislik Fakültesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü

STANDARTLAR VE KISITLAR FORMU

EK-1 Standartlar ve Kısıtlar Formu

Tasarım Projesinin hazırlanmasında Standart ve Kısıtlarla ilgili olarak, aşağıdaki soruları

cevaplayınız.

1. Projenizin tasarım boyutu nedir? Açıklayınız.

Yapılan proje insan üzerine tasarlanmış ve de uygulanmıştır. Proje de değişiklikler

yapılarak başka canlılar içinde sürekli bir izleme sağlanabilir.

2. Projenizde bir mühendislik problemini kendiniz formüle edip, çözdünüz mü?

Uygulama esnasında birçok problemle karşılaşıldı. Özellikle devrelerin tasarlanması ve

uygulanması esnasında problemler oldu. Bu problemlere karşı kendi bakış açımızla

yaklaşarak çözdük

3. Önceki derslerde edindiğiniz hangi bilgi ve becerileri kullandınız?

Devrelerin tasarımı sırasında teorik bilgi için Elektrik Mühendisliğinin Temelleri,

Elektroniğe Giriş, Elektronik I ve Elektronik II gibi derslerde görülen bilgilerden

yararlanıldı. Devrelerin gerçekleştirilmesi sırasında ise Labaratuvar derslerinde

edindiğimiz bilgi ve tecrübeyi pratiğe aktardık.

4. Kullandığınız veya dikkate aldığınız mühendislik standartları nelerdir?

IEC 60086 Birincil nesil bataryalarla ilgili, IEC 62366 Medical devices – Medikal

cihazların mühendislik uygulamasında kullanılışı ile ilgili, IEC 61508 :Programlanabilir

cihazların güvenliği ile ilgili, IEC 60559 :Mikroişlemciler ile ilgili, IEEE 802.15.4 :

Kablosuz düşük mesafe kişisel alan ağı ile ilgili gibi standartlar dikkate alınmıştır.

5. Kullandığınız veya dikkate aldığınız gerçekçi kısıtlar nelerdir?

a) Ekonomi:

Projenin maliyeti dikkate alındığında standart bir EKG cihazına göre düşük bir

maliyetle gerçeklenmiştir.

b) Çevre sorunları:

Projenin çevreye her hangi bir zararı yoktur. Çevre sorunu olmak bir yana insan

hayatını kolaylaştırıcısı bir etkisi bulunmaktadır.

36

Karadeniz Teknik Üniversitesi Mühendislik Fakültesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği Bölümü

STANDARTLAR VE KISITLAR FORMU

c) Sürdürülebilirlik:

Yapılan proje, günümüz standartlarında çok fazla çalışma yapılmamış bir uygulama

olduğundan geliştirilmeye uygun bir projedir.

d) Üretilebilirlik:

Proje uygun maliyeti ve malzemesi dolayısıyla üretilebilirliği kolaydır.

e) Etik:

Gerçekleştirilmeye çalışılan projenin başından itibaren öğrencilik ve mühendislik

etik değerleri göz önünde bulundurulmuştur.

f) Sağlık:

Tasarımını yaptığımız projenin sağlık açısından hiçbir etkisi bulunmamakla birlikte,

insan sağlığına büyük ölçüde katkı sağlayacaktır.

g) Güvenlik:

Projede insan sağlığı söz konusu olduğu için herhangi bir güvenlik sorunu oluşacağı

düşünülmemiştir.

h) Sosyal ve politik sorunlar:

Herhangi bir sorun oluşturmamakla birlikte sosyal hayata katkı sağlayacak bir proje

hedeflenmektedir.

Projenin Adı KABLOSUZ EGK CİHAZI TASARIMI

Projedeki

Öğrencilerin adları

Mehmet MAZLUM, İsmail YILMAZ, Yunus AKSOY, Yusuf CANSEVER

Tarih ve İmzalar

37

EK-2 Maliyet Hesabı

Malzeme ve Harcamalar listesi

Dirençler ve kapasiteler 30 TL

eZ430-RF2500 haberleşme kiti 100 TL

Medikal ölçüm için malzemeler 50 TL

Devre yapımı için malzemeler 75 TL

İşlemsel yükselteçler 75 TL

Diğer harcamalar 50 TL

Toplam 380 TL

38

EK-3 Hasta Bağlantı Birimi Devre Görüntüsü

39

ÖZGEÇMİŞ

Mehmet Mazlum 1 Ağustos 1972 tarihinde Trabzon’da doğdu. İlköğretim ortaöğretim ve lise

eğitimini Trabzon’da tamamladı. 2008 yılında Karadeniz Teknik Üniversitesi Elektrik-

Elektronik Mühendisliği bölümünde daha önce yarıda bıraktığı lisans eğitimine başladı.

İsmail Yılmaz 12 Temmuz 1989 tarihinde Antakya’da doğdu. İlköğretim eğitiminin ilk 2

senesini Malatya’da, kalan 6 senesini ve ortaöğretimini Antakya’da tamamladı. 2008 yılında

kazandığı Karadeniz Teknik Üniversitesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği bölümünde lisans

eğitimine başladı.

Yunus Aksoy 5 Kasım 1990 tarihinde Denizli Acıpayam’da doğdu. İlköğretim ve

ortaöğretim eğitimini Denizli’de tamamladı. 2008 yılında kazandığı Karadeniz Teknik

Üniversitesi Elektrik-Elektronik Mühendisliği bölümünde lisans eğitimine başladı.

Yusuf Cansever 9 Kasım 1988 tarihinde Konya Meram’da doğdu. İlköğretim ve ortaöğretim

eğitimini Konya’da tamamladı. 2008 yılında kazandığı Karadeniz Teknik Üniversitesi

Elektrik-Elektronik Mühendisliği bölümünde lisans eğitimine başladı.

40