Heart Rate based Blood Oxygen.en.es

Diseño de una saturación de oxígeno de la sangre a base de infrarrojos y
Dispositivo de Monitoreo de la Frecuencia cardíaca
por
Yousuf Jawahar
Eléctrica y de Ingeniería Biomédica Informe del Proyecto (4BI6)
Departamento de Ingeniería Eléctrica e Informática
Universidad McMaster de
Hamilton, Ontario, Canadá
Diseño de una saturación de oxígeno de la sangre a base de infrarrojos y
Dispositivo de Monitoreo de la Frecuencia cardíaca
por
Yousuf Jawahar
Departamento de Ingeniería Eléctrica e Informática
Facultad Asesor: Prof. Doyle
Eléctrica y de Ingeniería Biomédica Informe proyecto presentado en
cumplimiento parcial de los requisitos
para el grado de Bachiller en Ingeniería
Universidad McMaster de
Hamilton, Ontario, Canadá
10 de abril de, 2009
Copyright © marzo de 2009 por Yousuf Jawahar
UNA ESUMEN
El objetivo del proyecto era diseñar un sistema de vigilancia de la salud no invasiva a distancia. La información de salud sería
recogido y trasladado a un centro de procesamiento de forma inalámbrica, en el que se puede controlar y se envía al personal
necesario. La frecuencia cardíaca y la saturación de oxígeno en sangre son un par de dichos datos biométricos que son
monitoreados en este proyecto. Cambio en la intensidad de la luz transmitida a través del tejido debido a pulso sanguíneo
arterial se puede medir como una señal de tensión. Esta técnica se llama fotopletismografía (PPG), y se puede utilizar para
calcular la frecuencia cardíaca. Además, la sangre oxigenada tiene diferentes características de absorción de luz que la sangre
desoxigenada bajo longitudes de onda roja e infrarroja. Comparando las dos absorciones puede producir una estimación de la
saturación de oxígeno de la sangre. Multiplexación en el tiempo fue demandado para recoger las donaciones para la
preparación de dos (roja e infrarroja) de forma simultánea. Se presentarán el diseño del hardware y el software de
procesamiento requerido para medir estos datos biométricos.
Palabras clave: fotopletismografía, PPG, saturación de oxígeno, la oximetría de pulso, la frecuencia cardíaca, el tiempo de multiplexado
ii
UNA GRADECIMIENTOS
El autor desea agradecer a sus miembros del equipo Mastan Kalsi, Omer Waseem, y Aiyush Bansal por su
apoyo e ideas creativas a través del proyecto, el Dr. Doyle 1 por su orientación, y el Dr. Noseworthy 2 por sus
palabras de aliento y para proporcionar al equipo con un oxímetro de pulso comercial durante la fase de
prueba.
1
El Dr. Thomas E. Doyle, Ingeniero, Profesor Adjunto, Departamento de ECE, Universidad de McMaster
2
El Dr. Michael D. Noseworthy, Ph.D., Científico y la RM Físico, Imaging Research Center, de San José Salud
iii
T CAPAZ DE C ONTENIDOS
Resumen ................................................. .................................................. ............................ ii Agradecimientos
.................... .................................................. ...................................... iii Índice ........
.................................................. .................................................. ... iv Lista de tablas ...........................................
.................................................. ......................... v Lista de figuras ..................... ..................................................
............................................. vi Lista de figuras. .................................................. ..................................................
............... vi nomenclatura ................................. ........................................................ ........................... vii
1
Introducción................................................. .................................................. ............ 1
1.1 Objetivos ................................................ .................................................. ......... 1
1.2
Alcance y metodología ............................................... ...................................... 2
2 Revisión de literatura ................................................ .................................................. 3 ...
2.1
Transmitancia vs reflectancia .............................................. .............................. 3
2.2 Las longitudes de onda de luz .............................................. ............................................. 5
3 Planteamiento del problema y Metodología de Solución ............................................ 6 .....
3.1
Teoría de PPG y del ritmo cardíaco ............................................ ............................... 6
3.2
Teoría de la saturación de oxígeno de la sangre ............................................. ...................... 7
3.3
Planteamiento del problema ................................................ .............................................. 9
3.4 Metodología de Solución .............................................. .................................... 10
4 Procedimientos de diseño ................................................ .................................................. . 12
4.1
circuitos LED y fotodiodo selección ............................................. ................ 12
4.2 Corriente de tensión del convertidor ............................................. ............................... 13
4.3
Preamplificador ................................................. .................................................. .... 15
4.4
Filtrado de la señal ................................................ .................................................. dieciséis
4.5
Tiempo Multiplexación ................................................ ............................................ 20
4.6
555/556 Temporizador .............................................. .................................................. ... 25
4.7 contador de década ............................................... .................................................. 27
4.8
Los circuitos de muestreo y retención .............................................. ................................... 31
4.9
Timing Circuito ................................................ .................................................. . 32
4.10 Amplificador agregador ............................................... ........................................... 33
4.11 puerto serie a la interfaz TCP / IP .......................................... ............................... 34
4.12 Cálculo del ritmo cardíaco .............................................. ........................................ 38
4,13 Blood Cálculo de saturación de oxígeno ............................................. ................. 38
5 Resultados y discusión............................................... ............................................. 41
5.1
Procedimientos de prueba ................................................ ............................................ 41
5.2 Pruebas de Circuitos Resultados .............................................. .................................... 43
5.3 Procesamiento de Datos del ritmo cardíaco Resultados ............................................ ...................... 47
5.4 de oxígeno en sangre Procesamiento de Datos Saturación Resultados .......................................... 49
6 Conclusiones y Recomendaciones............................................... ....................... 52
7 Apéndice A: Costo de hardware y Prototipo ........................................... ............. 54
8 Apéndice B: Software de Procesamiento de Datos ............................................ .................... 56
8.1 Código de Procesamiento de MATLAB .............................................. ................................ 56
8.2 código Ruby TCP / IP del servidor ........................................... ...................................... 57
9 Referencias ................................................. .................................................. ............. 60
10 Vitae ................................................. .................................................. ...................... 61
iv
L LISTA DE T ABLES
Tabla 1: coeficiente de extinción (ε) de la hemoglobina ........................................ .................... 8
Tabla 2: Lista de materiales ............................................ .................................................. .... 54
v
L LISTA DE F IGURES
Figura 1: la transmitancia y reflectancia configuraciones de transductor ............................. 3
Figura 2: Light características de absorción de HbO 2 y Hb en diferentes longitudes de onda ....... 5
Figura 3: forma de onda PPG demostrando características dinámicas de sangre ...................................... 7
Figura 4: prueba de la señal LED / fotodiodo .......................................... ................................ 12
Figura 5: actual al convertidor de tensión ........................................... ................................... 14
Figura 6: Inversión Preamplificador ............................................. .......................................... 15
Figura 7: Pasivo Filtro Pasa Bandas con la amplificación ......................................... ............ 17
Figura 8: filtro de paso de banda activa .......................................... ............................................ 19
Figura 9: Función de transferencia Magnitud del activo BPF ......................................... ............ 19
Figura 10: Función de transferencia de fase de activo BPF ......................................... ................... 19
Figura 11: Multithreading .............................................. .................................................. . 21
Figura 12: Tiempo para compartir afecta de Multithreading .......................................... ................. 21
Figura 13: El muestreo de señales en multiplexación en el tiempo ......................................... ............. 23
Figura 14: circuito de generación de señal de reloj 1.1KHz 555/556 Timer .................................. 26
Figura 15: La máquina de estado de multiplexación en el tiempo .......................................... ..................... 27
Figura 16: Mejora de máquina de estado para multiplexación en el tiempo ......................................... ..... 28
Figura 17: Señal de salida del contador de décadas .......................................... ...................... 29
Figura 18: máquina de estado de contador de décadas de multiplexación en el tiempo ................................... 30
Figura 19: contador de década Circuit ............................................ ....................................... 30
Figura 20: Muestreo y retención de bloques conceptual .......................................... ..................... 31
Figura 21: Muestreo y retención Circuito de Red / IR PPG ...................................... ................ 32
Figura 22: circuito de temporización ............................................. .................................................. 33 ..
Figura 23: amplificador sumador de ............................................. ............................................. 34
Figura 24: Puerto serie a la interfaz TCP / IP ........................................ ................................ 37
Figura 25: PPG señal adquirida del filtrado pasivo ......................................... ............ 44
Figura 26: respuesta del filtro a un artefacto de movimiento en ....................................... señal PPG ....... 45
Figura 27: Señal de multiplexado en el tiempo de varias capas .......................................... ................... 45
Figura 28: corte en lonchas Tiempo en señal multiplexada .......................................... ........................ 46
Figura 29: Los impulsos incrustados en PPG muestra detectaron picos ...................................... 47
Figura 30: Beat-a latido cálculos de frecuencia cardíaca de commerical y dispositivos de proyectos ......... 48
Figura 31: la frecuencia cardiaca durante los ciclos de ejercicio .......................................... ........................... 48
Figura 32: oxígeno en la sangre los resultados de cálculo de saturación .......................................... ........ 49
Figura 33: la saturación de oxígeno en sangre durante los ciclos de ejercicio ......................................... .... 50
Figura 34: transductor de señal PPG ............................................ ......................................... 55
Figura 35: Placa de circuito Prototype ............................................ ....................................... 55
vi
norte OMENCLATURE
la saturación de oxígeno arterial: Peripheral saturación de oxígeno en sangre, también conocido como SpO 2
Pulso: Como medida a las arterias, lo que equivale a la frecuencia del pulso
No invasiva: Lo que no perforar la piel, ni degrada el rendimiento o la integridad del analito y las
regiones que los impactos de analito (por ejemplo, la sangre es un analito y afecta a todo en el cuerpo).
NIHMS: Sistema de Vigilancia de la Salud no invasiva
vii
1 I INTRODUCCIÓN
La gente a menudo se encuentran la necesidad de realizar un seguimiento de su salud personal de manera más eficiente, y monitorear
el estado de otro individuo periódicamente y de forma remota. La salud de un niño enfermo en casa o de un padre mayores que viven en
el extranjero es de particular importancia para las personas, especialmente cuando la situación se convierte en momento crítico. Los
informes periódicos y alertas inmediatas para cualquier cambio repentino en su salud pueden dar a las personas la oportunidad de
actuar con rapidez y salvar la vida de la persona en peligro. Incluso desde una perspectiva de vigilancia de la salud personal, la
capacidad de transmitir la información recopilada de salud a un médico oa un hospital para la evaluación avanzada o de emergencia
sería una gran ventaja para las personas.
1.1 Objetivos
El objetivo de este proyecto fue diseñar y construir un dispositivo, que se llamará NIHMS (Sistema de Vigilancia de la
Salud no invasiva), lo que proporcionará a los usuarios una manera de monitorear varios indicadores fisiológicos de su
salud. El dispositivo sería no invasiva en sus mediciones, y sería fácil para los usuarios adjuntar a sí mismos. En
términos de su funcionalidad, NIHMS sería capaz de medir múltiples señales fisiológicas simultáneamente con buena
resolución temporal. El procesamiento de estas señales se llevaría a cabo en un dispositivo informático de la elección
del usuario, a fin de utilizar la energía y muestra el procesamiento de pre-existente. Esto no sólo reducir el costo del
producto y hacerlo más accesible al público en general, sino que también permiten a NIHMS puede adaptar fácilmente
a cualquier infraestructura existente, como los ordenadores personales, computadoras portátiles y teléfonos celulares
inteligentes. El dispositivo también sería capaz de integrarse perfectamente a las redes de hospitales para proporcionar
información actualizada relativa a los pacientes a los médicos en sus PDA. Para tal variada integración sea posible,
NIHMS se haría para transmitir de forma inalámbrica las señales medidas a estos centros de procesamiento, confiando
así en un protocolo de integración de software en lugar de un hardware uno.
Los indicadores de salud que fueron elegidos para ser soportado sobre NIHMS incluyen el ritmo cardíaco, saturación
de oxígeno en la sangre, presión arterial y el ritmo respiratorio del usuario, entre otros, ya que se prestaban a medir de
forma no invasiva. El dispositivo apoyaría estos
1
2
indicadores en forma de plug-and-play. Esto no sólo permitiría al usuario personalizar su dispositivo de vigilancia, pero
permitiría que las futuras actualizaciones sin soldadura, donde sólo se necesitaría un transductor para la nueva magnitud a
medir y el software para el procesamiento de la misma. Este módulo del proyecto se ocupa específicamente de la
elaboración y aplicación del transductor para medir las señales necesarias para la saturación de oxígeno arterial y la
frecuencia cardíaca, y la implementación de software para procesarlos.
1.2 Alcance y metodología
El alcance de este módulo del proyecto se refiere a la medición de la saturación de oxígeno arterial y el ritmo
cardíaco del usuario. No incluye el diseño del dispositivo que transmitir las señales fisiológicas necesarias para
estos a un centro de procesamiento, que es el componente principal de NIHMS. Sin embargo, el transductor y
el software necesario para procesar las señales fueron diseñados de acuerdo con protocolos de integración de
NIHMS y se consideran parte del modelo básico del producto NIHMS.
Los protocolos de integración de NIHMS requiere un transductor que era no invasiva en su método de adquisición de la señal del
usuario y produce una tensión de una señal dentro del intervalo aceptado. El software se requiere para ser tan en tiempo real como sea
posible en su tratamiento de la señal, lo que requiere poco o ningún almacenamiento de los datos de la señal en el espacio de disco del
centro de procesamiento. Se trataba de asegurar la portabilidad del software para dispositivos de procesamiento con el espacio de
almacenamiento con restricciones, por ejemplo, los teléfonos celulares inteligentes.
Por lo tanto, la metodología adoptada para este módulo (denominado en adelante a medida que el proyecto), era utilizar las
características aún penetración no invasivos de la luz para adquirir las señales necesarias. Teoría sugirió que la luz brillante
a través del tejido y la observación de la reflectancia de la luz debido a la sangre arterial permitiría la caracterización de la
dinámica del flujo de sangre y la composición del analito en sangre. La señal así adquirida se convirtió en una señal de
tensión y ampliarse para estar dentro del intervalo aceptado para NIHMS. Después de recibir esta señal en el centro de
procesamiento a través de NIHMS, se procesa en tiempo real para calcular la frecuencia cardíaca y la saturación de oxígeno
en sangre del usuario. Con el fin de ser tan en tiempo real como sea posible y ser mínima en el uso de espacio de
almacenamiento, se recogieron datos correspondientes a sólo unos pocos segundos y se mantienen en la memoria para su
procesamiento.
2 L iteratura R EVISIÓN
El uso de la luz para medir la saturación de oxígeno arterial y el ritmo cardíaco se llama oximetría de pulso, y es un campo
de estudio en el que abunda la investigación se ha hecho en las últimas décadas. La pulsioximetría se basa en la medición
señal
de una respuesta fisiológica
llamado
Photoplethysmogrpahy (PPG) [1], que es una medición óptica del cambio en el volumen de sangre en las arterias. La
oximetría de pulso adquiere señales PPG mediante la irradiación de dos longitudes de onda diferentes de luz a través del
tejido, y compara las características de absorción de luz de la sangre en estas longitudes de onda. La comparación
conduce a una medición de la oxigenación de la sangre y se informa como la saturación de oxígeno en sangre [1].
2.1 Transmitancia Reflectancia vs.
La oximetría de pulso ha tradicionalmente se puede hacer de dos formas: transmitancia y reflectancia de la luz. En
oximetría de pulso transmitancia, la luz se brilla a través del tejido usando un LED y se detecta en el otro extremo
usando un fotodetector. En contraste, la oximetría de pulso reflectancia utiliza un fotodetector en el mismo lado que el
LED para detectar la luz reflejada por el tejido (Figura 1).
Figura 1: la transmitancia y reflectancia configuraciones de transductor 3
Aunque tanto las señales contienen información relativa a los cambios en el volumen de sangre en el tejido, la
relación no es la misma [8]. Por ejemplo, aumentando el volumen de sangre en el tejido disminuye la luz que es
capaz de transmitir a través del tejido, pero tiene
3
http://www.ph.surrey.ac.uk/~phs3ps/surj/v2/li.pdf
3
4
el efecto opuesto en la luz reflejada. Esto se puede justificar de manera intuitiva, ya que la mayor cantidad de sangre
que hay en el tejido, más la luz que pasa a través del tejido se bloquea. Dado que esta mejora de la cantidad de luz que
se refleja de nuevo, la señal observada en los aumentos de configuración de reflectancia. Del mismo modo, como la luz
se bloquea, no hay suficiente luz llega al fotodetector en la configuración de la transmitancia, y por lo tanto se observa
una disminución en la señal.
En términos de la aplicación, la configuración de la transmitancia es más adecuado para las áreas del cuerpo que se prestan mejor a la
transmisión de luz a través de ellos, por ejemplo los dedos o lóbulos de las orejas. Sin embargo, la configuración de transmitancia no
se puede utilizar en otras áreas del cuerpo como la transmitancia de la luz es significativamente menor cuando hay obstáculos tales
como los huesos o el músculo en la forma, además del hecho de que el camino de la luz es mucho más largo que en las zonas
delgadas tales como los lóbulos de las orejas. En tales escenarios, la configuración de reflectancia es más útil, a condición de que la
vasculatura está disponible cerca de la superficie de la piel, por ejemplo, la frente, la muñeca o el antebrazo.
configuración de reflectancia no se limita a las áreas donde la configuración de transmitancia no se puede utilizar. Puede ser
empleado para medir la señal PPG de los lóbulos de las orejas o los dedos justo como la configuración transmitancia. Sin
embargo, debido a su área de sección transversal delgada, dedos y lóbulos de las orejas transmiten gran parte de la luz brillaba
a través de ellos, lo que resulta en la intensidad de señal inferior en la configuración de reflectancia [8].
En una comparación adicional, la configuración de reflectancia es más susceptible a artefactos de movimiento que la
configuración transmitancia [7]. Esto es porque los transductores en la configuración de la transmitancia tienen la oportunidad
de distribuir su peso alrededor de la superficie de sección transversal del espacio de medición, ya que el fotodetector está en
el plano opuesto como el LED. Sin embargo,
transductores en la configuración de reflectancia están diseñados tanto con el fotodetector y el
LED en el mismo plano. Esto los deja susceptibles a los movimientos debido a su propio peso y debido a
cualquier movimiento del usuario. Sin embargo, siempre que el transductor esté bien sujeta a la zona de
medición del cuerpo, un artefacto de movimiento puede ser minimizado.
5
2.2 Las longitudes de onda de luz
Si bien tal es el debate en la literatura relativas a la utilización de la reflectancia sobre la configuración de transmitancia,
esencialmente concluir que la elección depende de la demanda de la tarea en cuestión, la investigación para la elección de
longitudes de onda de la luz indica principalmente el uso de longitudes de onda rojo y del infrarrojo . Comparación de las
características de absorción de luz de la sangre bajo luces infrarrojas Red y se dice que proporcionar una buena base para
la medición de la saturación de oxígeno en sangre. Se encontraron longitudes de onda de 660 nm (Rojo) y 940 nm
(infrarrojo) para ser más ampliamente investigado para esta aplicación [1] [5], junto con 890 nm como longitud de onda de
infrarrojos alternativa [2].
La base para el uso de dos longitudes de onda diferentes de luz es que la sangre oxigenada tiene diferentes
características de absorción de luz que la sangre desoxigenada. Por lo tanto, las dos longitudes de onda se eligen de
manera que el contraste entre la sangre oxigenada y desoxigenada es fuertemente visible. A este respecto, 940nm es
una mejor elección que 890 nm para una longitud de onda en el espectro infrarrojo, como el contraste entre la sangre
oxigenada y desoxigenada es más acentuado en 940nm que en 890 nm (Figura 2). Por lo tanto, cuando se compara
con la absorción debido a la fuente de luz 660 nm para el cálculo de la saturación de oxígeno, los resultados serán
menos susceptibles al ruido.
Figura 2: Light características de absorción de HbO 2 y Hb en diferentes longitudes de onda 4
4
http://www.mandel.ca/products/Imaging/Pearl_Imager/Extinction_coefficient.jpg
3 P ROBLEMA S Y ECLARACIÓN METRO METODOLOGÍA DE S OLUTION
Este detalle la sección voluntad la base teórica del proyecto que ayuda en su objetivo de proporcionar mediciones de
saturación de las tasas de salud y de oxígeno en sangre para el usuario del producto. Se definirá el planteamiento del
problema para el proyecto y se introdujo la metodología de la solución.
3.1 Teoría de PPG y del ritmo cardíaco
Fotopletismografía es una señal fisiológica medido para representar el flujo de sangre en las arterias. Corazón bombea
sangre a través de las arterias del cuerpo en forma rítmica conocido como el ciclo cardíaco. El corazón recibe sangre
oxigenada desde la circulación pulmonar en su aurícula izquierda como parte de la diástole auricular. Cuando las aurículas
entran en el periodo sistólico, también conocido como el período diastólico del ventrículo, el atrio izquierdo bombea esta
sangre en el ventrículo izquierdo. Durante la sístole ventricular, los ventrículo izquierdo se contrae para empujar la sangre
en la aorta, la mayor arteria que suministra sangre a todo el cuerpo. A partir de aquí, las ramas de sangre fuera en sus
diversas arterias que llevan la sangre a todos los lugares del cuerpo.
Este flujo rítmico de la sangre puede ser visto en la disminución de grados de claridad en la sangre arterial fluir hacia
arriba hasta que el nivel de los capilares. Aunque existe, el flujo rítmico es apenas evidente después de la sangre cruza en
el retorno venoso. Por lo tanto, se puede decir que dado un lecho vascular la mayoría del flujo sanguíneo pulsátil es
debido a la sangre arterial [1]. Por lo tanto, la onda PPG representa predominantemente el flujo de sangre en las arterias
del área que está siendo investigado.
PPG contiene una gran cantidad de información en su forma, altura y tiempo. Por ejemplo, PPG se caracteriza por un
segundo pico en cada uno de sus períodos, que se llama el “dicrótica Notch” y representa el cierre del valor aórtica
después del final de la sístole, causando así una reacción y un aumento momentáneo en el volumen de sangre de las
arterias [10]. El período de tiempo entre cada uno de los períodos sucesivos de la forma de onda PPG representa la
repetición del ciclo cardíaco, y por lo tanto se puede utilizar para calcular la frecuencia cardíaca. El pico
6
7
altura de cada uno de los períodos de PPG se ve afectada por muchas cosas, incluyendo la presión arterial, la tasa de
respiración del sujeto, y las características de absorción de luz debido a la composición de la sangre, que es de mayor
interés para este proyecto en cuanto a la medición de la saturación de oxígeno en sangre.
Figura 3: características dinámicas de la sangre de forma de onda PPG demostrando
3.2 Teoría de la saturación de oxígeno de la sangre
La sangre está compuesta principalmente de los eritrocitos (glóbulos rojos), entre otros tipos de células como los
leucocitos (células blancas de la sangre) y trombocitos (plaquetas). Los eritrocitos sirven el propósito de llevar el oxígeno
de los pulmones al resto del cuerpo, y posteriormente recoger dióxido de carbono del cuerpo para la exhalación en los
pulmones. Llevan a cabo esta tarea a través de una molécula que es abundante en ellas llamada hemoglobina.
La hemoglobina es una molécula globular, que es parte de proteínas, con cuatro iones de hierro (Fe +) que actúan como sitios de
unión para las moléculas de oxígeno y dióxido de carbono. Estos sitios de unión pueden unirse otras moléculas como el monóxido
de carbono y el óxido nítrico también, pero en circunstancias normales, la hemoglobina se utiliza para transportar oxígeno en la
sangre. La hemoglobina es de particular interés para este proyecto debido a sus características de absorción de luz cambiante en
base a su nivel de saturación de oxígeno.
La reflexión de la hemoglobina de la luz roja aumenta a medida que el número de moléculas de oxígeno unidos a él aumenta.
Intuitivamente, esto es una tendencia sensible como es común relacionar la sangre
8
que es de color rojo brillante con sangre oxigenada, y la sangre que es más pálido en el color de la sangre desoxigenada. En
teoría, esta tendencia tiene sus raíces en los coeficientes de extinción de las moléculas de hemoglobina oxigenada y
desoxigenada. coeficiente de extinción (ε) es una medida de la fuerza de absorbancia para una molécula en una longitud de
onda de luz dada. Cuanto más bajo sea este valor, mejor será la molécula refleja la longitud de onda dada. Es debido a este
valor es significativamente diferente para la oxihemoglobina y desoxihemoglobina en roja e infrarroja longitudes de onda que
el cálculo de la saturación de oxígeno en sangre es posible. Los coeficientes de extinción para ellos se encontraron mediante
la investigación para ser como sigue [1]:
coeficiente de extinción (ε)
Oxihemoglobina (HBO 2)
Desoxihemoglobina (Hb)
rojo
0,81
0.08
Infrarrojo
0.18
0.29
Tabla 1: coeficiente de extinción (ε) de la hemoglobina
así coeficiente de extinción regula la cantidad de luz que se refleja de nuevo dependiendo de la
concentración de un analito en el tejido. La relación entre la concentración de un analito y la intensidad
de la luz absorbida se llama la ley de Beer-Lambert [1]:
,
donde en es la intensidad de la luz brillado originalmente en el tejido, c es la concentración del analito en el tejido, d es la
longitud de la trayectoria de la luz, y ε (λ) es el coeficiente de extinción del analito en la longitud de onda de la luz que brilla
a través . Puesto que hay dos absorbedores de luz en este caso, HBO 2 y Hb, la Ley de Beer-Lambert se puede reescribir de
la siguiente manera:
,
donde S es la saturación de oxígeno (0-1).
La intensidad de la luz original y la luz se transmite a través de después de la absorción puede medirse
independientemente de la concentración de la hemoglobina y la longitud del camino electrónicamente mediante la
medición de la entrada de corriente a los LEDs y la salida de corriente de la
9
fotodiodo. Una relación R comparando las dos intensidades a longitudes de onda rojo y del infrarrojo, y dos instancias diferentes de
tiempo por lo tanto se puede escribir como,
La solución de la ley de Beer-Lambert reescrito para la saturación de oxígeno S en términos de esta relación y los coeficientes de
extinción,
Esta relación se puede utilizar ahora para calcular la saturación de oxígeno a través de la medición de la relación R, que se
puede hacer mediante la comparación de la señal de IR PPG con la señal de Red PPG.
Declaración 3.3 Problema
La tarea a realizar para este proyecto es diseñar e implementar un transductor y el hardware
correspondiente para la medición de estas donaciones rojo e infrarrojo. La salida de este sistema en el
lado del hardware debe ser estas dos señales de voltaje, escalados para estar dentro del intervalo
aceptado de 0-5V para NIHMS. El requisito para la estimación fiable de la saturación de oxígeno en
sangre es que estas mediciones se realizan en la misma ubicación espacial y hacer al mismo tiempo.
La razón de esto es que si estas donaciones roja e infrarroja no se adquieren desde la misma
ubicación espacial, la sangre se extrajo la muestra es diferente y por lo tanto no se puede suponer
para exhibir las mismas características de absorción. Esto posiblemente puede introducir un error
significativo en la estimación de la relación R, y posteriormente en el cálculo de la saturación de
oxígeno. Similar,
En cuanto al software, la tarea consiste en recibir estas señales como un cliente de la NIHMS, y procesarlos en tiempo real para
producir mediciones de frecuencia cardiaca y saturación de oxígeno en sangre. La frecuencia cardíaca se requiere que sea en
las unidades de latidos por minuto, mientras que la saturación de oxígeno en sangre debe ser un valor de porcentaje.
10
3.4 Metodología de Solución
Como se establece en el planteamiento del problema, el cálculo de la saturación de oxígeno de la sangre requiere la
medición de formas de onda PPG utilizando dos longitudes de onda, rojo e infrarrojo. Además, la restricción de que estas
dos formas de onda deben ser adquiridos en la misma ubicación espacial requiere que se utiliza sólo un fotodiodo, como el
uso de dos fotodiodos independientes para longitudes de onda infrarrojas Red y aumentaría el tamaño del transductor. Esto
haría más difícil asegurar que la ubicación desde la que se adquieren las señales PPG son los mismos. Por consiguiente,
el fotodiodo tiene que ser sensible a una amplia gama de longitudes de onda con el fin de ser capaz de adquirir señales
PPG tanto de la Red y el espectro de la luz infrarroja.
La segunda restricción de garantizar la simultaneidad de la adquisición de las señales roja e infrarroja PPG, y el
objetivo de diseño de la utilización de un único fotodiodo a ello, requiere el uso de un concepto llamado multiplexación
en el tiempo. Esto implica la irradiación alternante de las luces roja e infrarroja para compartir tiempo en el canal de
fotodiodo para sus respectivas adquisiciones.
Desde el fotodiodo inherentemente produce una señal proporcional actual a la intensidad de la luz que ve, se
requiere un convertidor de corriente a voltaje que produce una señal de tensión. Además, el espectro de la señal
PPG tiene la mayoría de la energía en el intervalo de 0,5 - 10 Hz [3]. Por lo tanto la señal de tensión debe ser filtrada
para la gama del espectro con el fin de extraer la señal PPG.
Una vez que las señales de infrarrojos PPG Roja y se adquieren, se pueden introducir en el sistema de adquisición de
datos NIHMS a transmitir de forma inalámbrica al centro de procesamiento. Software que se ejecuta en el centro de
procesamiento se hará para adquirir estas dos señales PPG en paralelo. La señal PPG uno de los dos que tiene una
mejor relación señal-ruido será utilizado para el cálculo de la frecuencia cardíaca para asegurar una precisión óptima.
Esto se hace midiendo el período de tiempo entre dos períodos consecutivos de la señal PPG, lo que proporciona un
cálculo de la frecuencia cardíaca latido a latido.
11
Puesto que la señal PPG tensión es logarítmicamente proporcional a la intensidad de la señal, con la intensidad máxima
que se produce durante el pico de la sístole y el mínimo se produce cuando el volumen de sangre está en su nivel más
bajo en las arterias, el cálculo de R puede reescribirse en términos de el voltaje de la siguiente manera:
El máximo y mínimo de las señales PPG Así pues, se pueden utilizar para calcular la relación R y la saturación de
oxígeno en sangre.
4 D DISEÑO PAGS PROCEDIMIENTOS
En esta sección se presentará los procedimientos de diseño que se implementaron como por la metodología descrita en la
sección anterior. Los diversos componentes de hardware que se utilizaron para adquirir y extraer las dos señales PPG se
presentarán en detalle, seguido de la infraestructura de software construido con el propósito de procesamiento de datos en
paralelo en el centro de procesamiento. Por último, el software de procesamiento de datos hizo para calcular la frecuencia
cardíaca y se presentará la saturación de oxígeno en sangre.
4.1 circuitos LED y selección fotodiodo
Primera fase de los circuitos que se implementó fue muy básico. Con el fin de verificar la sensibilidad del fotodiodo
en los espectros infrarrojos rojo y, un LED rojo y un LED de infrarrojos fueron conectados al generador de función de
la producción de un pulso de onda cuadrada a la frecuencia de 1 KHz. El fotodiodo (PNZ334 5, sensibilidad pico a 850
nm, 75% a 660 nm y 940 nm) estaba directamente relacionada con las sondas positivas y negativas del fotodiodo.
Nivel de tensión fue ampliada en el rango de 10 mV / div para ver la señal de tensión que se produce por el
fotodiodo. Por consiguiente, la configuración es como se muestra en la figura siguiente.
Figura 4: LED / prueba de la señal del fotodiodo
5
http://www.media.mit.edu/resenv/classes/MAS836/PNZ334.pdf
12
13
Después de una configuración de este tipo, el fotodiodo se señaló en los LED individualmente para asegurarse de que la señal
de onda cuadrada debido al cambio rápido intensidad de la luz podría ser visto en el ámbito. Esta prueba lleva a cabo dos
cosas: primero se aseguró de que el fotodiodo fue sensible tanto a la luz roja y de infrarrojos, y también asegura que la
velocidad de subida (la velocidad a la que el fotodiodo es capaz de cambiar entre sus estados extremos) era suficiente para
permitir para la captura de las señales que cambian rápidamente con buena calidad. Si esta prueba falla, el fotodiodo habría
sido consideradas insuficientes para su uso en este proyecto, por ser el primer punto de adquisición de la señal en el circuito,
es absolutamente crucial que el fotodiodo es suficientemente sensible y lo suficientemente rápido para recoger tanto roja e
infrarroja señales PPG.
Esta prueba también proporciona una estimación de los niveles de señal que la intensidad de la luz producida en el
fotodiodo, lo que permite el diseño de la posterior circuitería de pre-amplificación. Se encontró que la corriente que las luces
roja e infrarroja producidos en el fotodiodo estuvo en el rango de unos pocos nanoamperios, y requieren al menos una
ganancia de 10 millones antes de que pudiera ser convertido a una señal de tensión en el rango de voltios.
4.2 Corriente de tensión del convertidor
Una vez que el fotodiodo se ensayó y se consideró que era suficiente para su uso en este proyecto, el siguiente paso
fue producir una señal de voltaje que fue proporcional a la intensidad de la luz producida por los LED. Durante las fases
iniciales de la ejecución, se pensó que el fotodiodo produce una señal de tensión de forma predeterminada y que una
señal de tensión diferencial de los dos nodos del fotodiodo sea preciso adquirir y amplifica aún más. Esta interpretación
errónea de la señal de visto sobre el alcance durante la fase de prueba retrasa la puesta en práctica de un circuito para
producir una señal de tensión procedente del fotodiodo. Al darse cuenta de que el fotodiodo produce una señal de
corriente y no una señal de voltaje, una corriente de tensión del convertidor se puso en práctica.
14
Figura 5: actual al convertidor de voltaje
Sobre la base de las reglas de un op-amp ideal, se puede decir que la corriente de entrada a la terminal negativa del
op-amp es cero. Por lo tanto, cualquier corriente que se produce debido a la fotodiodo pasa a través de la resistencia de
realimentación a la salida. Es decir,
Por lo tanto, la señal de corriente producida por el fotodiodo se convirtió en una señal de voltaje en el nodo de salida del
op-amp, con una constante de proporcionalidad de R. Configuración R = 10k, la ganancia de la primera etapa fue 10.000. Por lo
tanto una señal de corriente que estaba en el rango de unos pocos nanoamperes estaba entonces en el rango de varios cientos
de microvoltios después de esta etapa. La señal necesaria para ser amplificada adicionalmente para ser llevado a la gama de
voltios. Sin embargo, se consideró prudente para aumentar la resistencia de retroalimentación de esta etapa para amplificar la
señal de corriente adicional. Esto se debe a la ganancia de esta etapa ya era elevada, y cualquier aumento adicional en la
ganancia se habría deteriorado la señal en términos de su inmunidad al ruido. Por otra parte, el uso de altos valores de
resistencia no habría sido una buena decisión de diseño, a no ser que sea absolutamente necesario, ya que la tolerancia del
5% en un valor de resistencia mayor que significaría un mayor grado de fluctuaciones que para la misma tolerancia en un valor
de la resistencia inferior. Se decidió que el uso de resistencias en el 100K - 1M rango sería lo menos posible durante todo el
sistema para asegurar las fluctuaciones más pequeñas.
15
El amplificador operacional utilizado en este circuito fue un cuádruple amplificador operacional LM 324n. Esto se hizo para
ahorrar espacio en la placa de circuito y mantener las cosas lo más cerca posible uno del otro. Además, esta opción garantiza
que las fases que trabajaron hacia el logro de un objetivo común podrían ser localizados a un solo IC, minimizando así el
tráfico transversal a bordo y también garantizar la coherencia y de circuitos parámetros tales como la ganancia y ancho de
banda para esa fase.
4.3 preamplificador
La etapa anterior del circuito a cabo la tarea de convertir la señal de corriente producida por el fotodiodo en una señal
de voltaje que estaba en el intervalo de varios cientos de microvoltios, que aún era minúsculo. Por lo tanto, la
siguiente fase de la circuitería fue diseñado para amplificar la señal adicional antes de que pudiera ser filtrada. Se
puede observar a partir de la derivación de la tensión en el nodo de salida del convertidor de corriente a voltaje que el
voltaje producido por que está en el estado invertido. Como se espera que las próximas etapas de procesamiento de
señal para producir más inversiones de la señal, se decidió que no habría una inversión en esta fase del circuito para
lograr la polaridad correcta al final. Por lo tanto, esta fase se convirtió en un amplificador inversor.
La decisión para amplificar la señal antes de la filtración puede parecer extraño teniendo en cuenta que la próxima
etapa sería suprimir el poder en el espectro que fuera del rango requerido para PPG. Sin embargo, se consideró
necesario ya que el componente AC de la señal era muy pequeña en comparación con la componente de corriente
continua. Filtrado en esta fase de la señal no hubiera suprimido los ruidos de frecuencia más alta en relación con la
componente AC de la señal muy bien. Por lo tanto, la señal se somete a una amplificación adicional antes de ser
filtrada.
Figura 6: Inversión Preamplificador
dieciséis
Esta etapa produce una ganancia de tensión de (-1M / 1K) = -1,000 en la señal de entrada, con lo que la señal de tensión a la
gama de varios cientos de milivoltios.
4.4 Filtrado de señal
La siguiente etapa del circuito consiste en filtrar la señal para eliminar diversos tipos de ruidos de ella.
Estos ruidos incluyen la siempre presente la interferencia de la radiación electromagnética de las
líneas eléctricas en la forma de una señal sinusoidal de 60 Hz, y otros ruidos de alta frecuencia. Otra
importante fuente de ruido en la señal de que no se realizó antes de que el diseño del filtro era el ruido
de los tubos de luz en la habitación. La luz producida por las luces del tubo parpadea a una velocidad
alta, aunque puede que no sea visible para el ojo humano debido al hecho de que cualquier cambio en
el ambiente que es más rápido que 16 Hz se percibe como más o menos continua. Este parpadeo se
convierte en una gran fuente de ruido en la señal recibida desde el fotodiodo, como el fotodiodo es
sensible a los cambios incluso más rápido que 1 KHz.
Otra fuente de ruido en la señal no se debe a la luz ambiente, pero debido a las características
inherentes de la propia señal. La señal PPG es adquirida por la luz brillante en la superficie cerca
vascular a la superficie de la piel y la captura de la luz reflejada. Sin embargo, antes de la luz puede
alcanzar el lecho vascular y volver al fotodiodo, tiene que pasar a través de diversos constituyentes de
tejido tales como piel, grasa, cartílago, hueso, etc., lo que resulta en una constante de desvío de CC a
la señal. Ya que sólo estamos interesados ​en el componente AC de la señal producida por el flujo de
sangre arterial pulsátil, este componente DC puede ser considerada una fuente de ruido importante en
la señal. Dado que este componente de corriente continua está estrechamente relacionado con los
constituyentes de tejido, que puede ser muy fácilmente afectado por el movimiento del fotodiodo con
relación a la superficie de la piel.
La investigación sugiere que el rango espectral de PPG está entre 0,5 - 10 Hz [3]. Por lo tanto se necesita un filtro
dentro de este rango para extraer la señal PPG de la señal adquirida
17
hasta ahora. La elección inicial durante la fase de prueba era construir filtros de paso bajo y paso alto pasivos, en
cascada para formar un filtro de paso de banda. La razón de esta elección fue confirmar en primer lugar, la presencia de
una señal PPG razonable en la señal adquirida mediante un circuito fácil, y hasta que se logró esta confirmación también
para un mejor control de las frecuencias de corte. De este modo, el circuito integrado fue el siguiente:
Figura 7: Pasivo Filtro Pasa Bandas con la amplificación
La frecuencia de corte de 3 dB de la de paso bajo y filtros de paso alto se puede derivar fácilmente a ser de 1 / (RC). Por lo
tanto, la frecuencia de corte del filtro de paso bajo fue ajustado a (1 / (100k x 1u x 2л)) = 1,59 Hz, Del mismo modo, la
frecuencia de corte del filtro de paso alto fue ajustado a (1 / (21k x 10u x 2л)) = 0,76 Hz
Estas frecuencias de corte se eligieron desde el roll-off de los primeros filtros de orden no es muy fuerte (-20 dB) y por lo
tanto, las señales de ruido de frecuencia más altas no habrían sido atenuado suficiente si no fuera por dichos cortes bajos.
Sin embargo, es claro a partir de la elección de las frecuencias de corte que el desplazamiento de CC no sería atenuada
suficiente. Ya que esta etapa fue construida sólo sobre una base temporal para la confirmación de la existencia de una
señal PPG, un mayor esfuerzo en la mejora de esta etapa no se puso en. Con una ganancia de alrededor de 100 desde la
etapa de amplificador inversor conectado al nodo de salida de esta banda filtro de paso, esta etapa lleva a cabo la tarea de
extraer la señal PPG de la señal adquirida hasta el momento. Además, debido a su lento roll-off en el extremo inferior del
espectro de frecuencias, esta etapa
18
permitido que la modulación de amplitud de la señal PPG debido a la respiración del usuario para ser claramente visible en
el osciloscopio.
Aunque esta modulación debido a la respiración del usuario es una característica atractiva del circuito,
esto implicaba la susceptibilidad significativo de la señal PPG a un artefacto de movimiento. Había
muchos otros tales desventajas en el uso de un filtro pasivo en esta etapa del circuito. Por ejemplo, el
filtro era muy lento para llegar a su valor de estado estacionario, lo que indica que los polos del circuito
eran muy cerca del origen del plano s. Esto significaba que cada vez que había un artefacto de
movimiento que altera la señal, el filtro tomaría un tiempo largo se asiente de nuevo a la señal normal.
Además de esta respuesta lenta, filtros pasivos tienen un importante inconveniente de ser
dependiente de la carga. En otras palabras, la resistencia de entrada del circuito de seguir el filtro
tenía un impacto significativo en las frecuencias de corte del filtro. Por ejemplo,
Por estas y muchas otras razones tales, la opción práctica de filtro para el proyecto era un filtro de paso de banda activa de
segundo orden. El criterio para la construcción de un filtro de este tipo era un rolloff rápido hacia la gama de frecuencias de DC, con
una atenuación de alrededor de -40 dB a 1 mHz. El roll-off fue diseñado para ser igualmente agudo en el otro lado del espectro,
pero de tal manera que una atenuación de 0 dB se alcanzó alrededor de 10 Hz. Puesto que el filtro está activo, la ganancia se
establece para que sea aproximadamente 10. El diseño de un filtro de paso de banda de alta calidad fue encontrado durante la
investigación 6, cuya función de transferencia se deriva suponiendo que los valores del condensador idénticos en el circuito. Sin
embargo, debido a la falta de condensadores idénticos y debido a la complejidad de derivar la función de transferencia para
diferentes valores de condensadores en el circuito, el diseño se simuló en PSPICE hasta que las características de transferencia
requeridas se consiguen con los valores de condensador disponibles. El diseño de un filtro de este tipo es como se muestra en la
siguiente figura:
6
http://www.swarthmore.edu/NatSci/echeeve1/Ref/FilterBkgrnd/Filters.html
19
Figura 8: filtro de paso de banda activa
Las características de transferencia del circuito anterior son los siguientes:
Función de Transferencia de magnitud
30
0 10
0,001
0.01
0.1
- 10
1
10
100
1000
- 20
- 30
- 40
- 50
Frecuencia (Hz)
Figura 9: Función de transferencia Magnitud del activo BPF
Función de transferencia de fase
250
200
150
100
grados
Ganancia (dB)
20
0 50
0,001
0.01
0.1
- 50
1
10
- 100
- 150
- 200
- 250
Frecuencia (Hz)
Figura 10: Función de transferencia de fase de activo BPF
100
1000
20
Como se puede observar a partir de la función de transferencia magnitud representado en la Figura 9, la frecuencia central del
filtro de paso de banda es de aproximadamente 1,66 Hz con una ganancia de 20 dB. El roll-off de las más bajas frecuencias es
muy agudo con la ganancia de llegar cerca de -40dB a 1 MHz, lo que indica que el componente DC de la señal de
experimentaría atenuación significativa con respecto a la frecuencia central. La respuesta de magnitud alcanza una ganancia
de 0 dB a 15 Hz, que puede asegurar de manera satisfactoria la calidad de la señal PPG. Sin embargo, en la práctica se
encontró que los parpadeos debido a la luz ambiental más generalmente oscilado a alrededor de 15 Hz, la adición de ruido
significativa a la señal. Esto se remedia fácilmente a través de al cubrir el transductor con un paño opaco durante la
adquisición de la señal.
Se puede también verse en la Figura 10 que la respuesta de fase de este filtro no es lineal lo que indica que puede haber
distorsión en la señal de salida. Algunas frecuencias experimentan un cambio de fase positiva, mientras que algunos
experimentan un cambio de fase negativa. Sin embargo, en la práctica, no parecía el circuito de distorsionar la señal
mucho. Aunque no podía logrado la forma lisa de una forma de onda PPG que fue visto utilizando el filtro pasivo, la señal
era todavía satisfactoria y exhibió las características clave tales como la muesca dicrótica correctamente.
4.5 Tiempo Multiplexación
Adquisición de una forma de onda PPG estable fue un hito importante en el avance del proyecto. La
tarea que permanecía era adquirir dos señales PPG simultáneamente. Dado que uno ya fue adquirida,
la adquisición simultánea sólo parecía ser un aumento de sencilla de los circuitos. Sin embargo, hubo
muchos retos para lograr la simultaneidad de la adquisición.
Antes de que los desafíos que enfrentan pueden ser discutidos, la introducción del concepto de multiplexación de tiempo es
necesario. Multiplexación en el tiempo en el hardware es en cierto modo análogo al concepto de multi-hilo en el software.
Multihilo es una manera de ejecutar múltiples hilos de código de software simultáneamente, o la simulación de la misma. La
mayoría de los equipos de la antaño tenían procesadores de un solo núcleo que sólo podría ejecutar una instrucción a la vez,
aunque a una velocidad asombrosa, en el borde de cada nuevo pulso de reloj. Con el fin de permitir a un escenario en el que
un hilo de código de software no tiene que esperar a que el hilo de código actual para terminar la ejecución de su propia
ejecución para empezar, los procesadores podrían ser instruidos para
21
ejecución se alternan entre los dos hilos. En otras palabras, hilos dado A y B, y el requisito de que ni hilo debe
tener que esperar a que el otro completar, el procesador podría ejecutar una instrucción a partir de hilos A,
cambie a la ejecución de una instrucción de hilo B para la próxima reloj ciclo, y luego volver a rosca A. Este
proceso se repetiría a una velocidad determinada por la frecuencia de reloj, también conocido como la velocidad
del procesador. Desde esta alternancia de ejecución del hilo es muy rápido, se crea una ilusión de simultaneidad
donde ambos hilos A y B parecen ejecutar al mismo tiempo en un procesador de núcleo único. Esto se puede
representar fácilmente en una imagen como se muestra en la siguiente figura.
Figura 11: Multithreading
Es cierto que esta es una visión muy simplista de la multi-hilo, como la puesta en práctica del mundo real
implica varios algoritmos para priorizar y ejecución del hilo horario en el procesador. Incluso desde este
punto de vista simplista, es evidente que si sólo uno de los hilos habían estado ejecutando en el
procesador para todos los ciclos de tiempo, la frecuencia de ejecución de cada una de las instrucciones
de ese hilo es el mismo que el de frecuencia de reloj. Sin embargo, en un escenario de multiproceso,
múltiples hilos comparten el tiempo en el procesador, y por lo tanto, su velocidad de ejecución no es el
mismo que cuando estaban siendo ejecutadas exclusivamente. Un punto interesante a destacar es que el
tiempo que cada uno de estos hilos consigue asignados en el procesador es un factor entero de la
frecuencia de reloj. Esto se puede explicar mejor el uso de una imagen como se muestra a continuación,
Figura 12: Distribución de tiempo afecta de Multithreading
22
Multiplexación en el tiempo en el hardware es similar al concepto de múltiples hilos. Se emplea para
hacer uso de un único canal para transmitir y recibir simultáneamente señales múltiples. Al igual que
con múltiples hilos, esto se hace mediante el intercambio del tiempo disponible en el canal entre todas
las señales que necesitan ser transmitidos. Además, así como la velocidad de ejecución de los hilos
reducida debido a la necesidad de compartir el tiempo disponible en el procesador con hilos de la
competencia, los más señales hay que necesitan ser transmitida usando el canal, menor será la
calidad de cada una de la señal de que se recibe en el otro extremo del canal. Afortunadamente, esta
reducción de la calidad no se convierta en demasiado evidente hasta que el intervalo de tiempo
disponible para cada una de las señales se vuelve demasiado escasa debido a demasiadas señales
que compiten.
El concepto esencial de multiplexación en el tiempo gira en torno al hecho de que simplemente transmitiendo las señales
a la vez a través del canal es problemático debido a la contaminación cruzada de las señales mientras están dentro del
canal. Es muy una tarea tediosa para predecir cómo cada una de las señales contaminará los demás, y es sin duda una
tarea aún más difícil de deconvoluir cada una de las señales recibidas en el extremo del canal. Por lo tanto, el objetivo
principal en el tiempo de multiplexado es asegurar la exclusividad mutua de cada una de las señales en el tiempo, lo que
permite la transmitancia de señales sin contaminación cruzada a través del canal. También proporciona una manera fácil
de deconvoluir las señales en el extremo receptor, a condición de que el receptor sabe cuándo esperar cada una de las
señales.
Construcción de una señal multiplexada en el tiempo se realiza mediante el muestreo de cada una de las señales en instantes de
tiempo específicos. Cada una de las señales es asignado un segmento de tiempo, al igual que con los hilos en multihilo, y su valor de
amplitud en las repeticiones de estos intervalos de tiempo se anotan 7. Por lo tanto, la señal multiplexada en el tiempo asume los
valores de estas señales a instancias de tiempo asignados a cada señal. Esto se puede mostrar gráficamente como en la figura
siguiente.
7
http://en.wikipedia.org/wiki/Time_multiplexing
23
Figura 13: El muestreo de señales en tiempo Multiplexing
Como se puede ver en la figura anterior, la señal multiplexada en el tiempo es un tren de impulsos cuya amplitud está modulada
por cada uno de las señales en instantes de tiempo específicos. Por lo tanto, si el receptor conocía la asociación de los impulsos
en la señal multiplexada en el tiempo para cada una de las señales, se puede deconvoluir fácilmente por simple muestreo la
señal multiplexada en el tiempo en el instante de tiempo correcta.
Si bien esto es útil para comprender el concepto de multiplexación en el tiempo, se debe entender que los trenes de impulso
para el muestreo no pueden ser implementadas en hardware fácilmente. En su lugar, de corta duración pulsos cuadrados se
utilizan como la alternativa más cercana. Similar a las señales de reloj modificadas que resultan de tiempo rebanar en
multihilo, una onda cuadrada
24
pulso cuya ciclo de trabajo es menor que 50% se utiliza para muestrear y modulan cada una de las señales. El ciclo de trabajo
de esta señal de control debe ser de menos de 50% para asegurar la exclusividad mutua de segmentos de tiempo asignados a
cada una de las señales. Si el ciclo de trabajo fue de más de 50%, entonces la porción de tiempo de una señal sería solapa con
la de los otros y daría lugar a la contaminación cruzada, mientras que en el canal. A pesar de que el ciclo de trabajo de
exactamente el 50% todavía garantiza la exclusividad mutua en teoría, es difícil asegurar que los pulsos cuadrados tienen un
ciclo de trabajo de exactamente el 50% y no experimentan ningún cambio de fase en el tiempo. Por lo tanto, a fin de garantizar
la robustez de la exclusividad mutua, el ciclo de trabajo se establece para ser moderadamente menos de 50%.
Además de controlar el ciclo de trabajo de la señal de control para garantizar la calidad de las señales en el extremo receptor,
la frecuencia de la señal de control debe ser elegido de manera eficiente también. Como se muestra en la Figura 13, la señal
que variaban correspondiente lentamente a la frecuencia a la que se tomaron muestras fue capturado mejor en la señal
multiplexada en el tiempo que permite una mejor reconstrucción en el extremo receptor. Sin embargo, si la señal cambia
demasiado entre los periodos de muestreo, al igual que la segunda señal, los cambios se pierden en la señal muestreada y no
se pueden reconstruir de manera fiable en el extremo receptor. Este problema clásico en el muestreo de las señales es
conocida como aliasing 8. Por lo tanto, para asegurar que los cambios rápidos en la señal son capturados correctamente, la
frecuencia de muestreo debe ser muchas veces mayor que la componente de frecuencia más alta de la señal que está siendo
muestreada según el criterio de Nyquist.
Teniendo en cuenta el único fotodiodo como el canal que necesita ser multiplexada en el tiempo, y las formas de onda de IR y rojo
PPG como las señales que necesitan para pasar simultáneamente a través de este canal, la propuesta de aplicación era de IR
multiplexado en el tiempo y Red donaciones para la preparación a través del fotodiodo y deconvoluir ellos en el otro extremo a
través de los circuitos de muestreo y retención. En otras palabras, IR y LEDs rojos se irradian sólo dentro de sus intervalos de
tiempo dados, y la respuesta del fotodiodo se muestrearon y se mantuvieron a precisamente estas instancias de tiempo para cada
una de las señales PPG. Las señales de control para los circuitos de muestreo y retención son por lo tanto las mismas señales
que se utilizan para la multiplexación en el tiempo.
8
http://en.wikipedia.org/wiki/Aliasing
25
4,6 555/556 Timer
El primer ingrediente necesario en la construcción de una señal de control de multiplexación en el tiempo es una señal
de reloj que puede ser pensado como un paso incremental entre los estados de multiplexación en el tiempo. Para cada
período de reloj, los circuitos de temporización entran en un estado de si para irradiar el LED IR, o el LED rojo, o
ninguno de ellos. El ciclo de trabajo de esta señal de reloj se elige para que sea 50% y la frecuencia fue elegido para ser
1,1 KHz, que es significativamente mayor que la frecuencia más alta componente presente en las señales PPG (10 ~ 15
Hz) y asegura que no habrá aliasing problemas en el proceso de muestreo.
Uno de los métodos considerados para generar una señal de este tipo reloj fue por los medios de un oscilador. Un oscilador
Wein-puente podría ser utilizado para generar una onda sinusoidal 1,1 KHz que se podría poner a través de un disparador de Schmitt
para producir una onda cuadrada de 1,1 KHz. Sin embargo, un circuito de este tipo se consideró ligeramente inestable teniendo en
cuenta que los osciladores Wein-puente son difíciles de poner en marcha y Schmitt Trigger puede producir cambios inesperados en la
señal de reloj debido a la contaminación de ruido. La segunda alternativa disponible para la generación de una señal de reloj
consistente fue a través de 555 temporizadores. 555 Los temporizadores son circuitos integrados utilizados específicamente para
producir señales de reloj con gran precisión y permitir la personalización de la frecuencia y el ciclo de trabajo de la señal de reloj.
Al igual que la idea propuesta inicialmente de utilizar un oscilador acoplado con disparadores Schmitt, 555
temporizadores tienen dos comparadores dentro de ellos que comparan una señal de entrada a un valor
umbral y desencadenan un cambio de estado en la señal de salida. Usando 555 temporizadores para
generar una señal de reloj implica la explotación de este mecanismo de activación a los estados de
configuración que una vez más establecen fuera del gatillo, lo que resulta en un cambio repetido de estado.
El temporizador utiliza el ciclo de carga y descarga de un condensador para controlar la frecuencia y el ciclo
de trabajo del impulso de reloj que se genera. Esto es porque la velocidad a la que el condensador se carga
a su voltaje de estado estacionario y se descarga a su tensión mínima, conocida como la constante de
tiempo, es muy bien entendida y personalizable.
26
Si la tensión de entrada está dispuesto a ser el voltaje que se acumularon en el condensador, y el umbral se
establece para ser el voltaje en el condensador después de τ tiempo (constante de tiempo), entonces el
mayor comparador del temporizador 555 se dispara segundos T se después el condensador comienza a
cargar, ya que la tensión de entrada habría alcanzado la tensión umbral precisamente en ese momento. Por
inteligentemente configurar el circuito de tal manera que el cambio de estado del temporizador se detiene el
condensador de carga más allá y crea una trayectoria de descarga, el temporizador se puede restablecer por
tener la señal de entrada alcanza el umbral del comparador inferior. Por lo tanto, como el condensador oscila
entre los dos umbrales de los comparadores superiores e inferiores, la salida del contador de tiempo oscila
entre estados HI y LO. Además, por tener diferentes caminos de resistencia para carga y descarga de los
ciclos,
El temporizador se por lo tanto diseñado para producir una señal de reloj 1,1 KHz con un ciclo de trabajo del 50%, y el circuito de esto
es como se muestra en la siguiente figura:
Figura 14: 555/556 Timer circuito generador de señal de reloj 1.1KHz
Para los fines del proyecto, 556 temporizador se utiliza para generar la señal de reloj. 556 temporizador es un IC dual
temporizador y esencialmente contiene dos 555 temporizadores dentro de ella. Esto sólo se hizo como una medida
prospectiva de la posibilidad de tener dos señales de reloj diferentes.
27
Sin embargo, en el prototipo final, se necesita sólo una señal de reloj, y por lo tanto un temporizador 555 podría muy bien haber
sido utilizado en su lugar.
4.7 contador de década
Con la construcción de una señal de reloj, el siguiente paso fue diseñar un sistema de estado que la salida las señales de
control de tiempo de multiplexado. Los tres estados que se necesitaban para una señal multiplexada en el tiempo limpia sin
contaminación cruzada de las señales en el mismo fueron: LED rojo en, IR LED apagado LED rojo apagado, IR LED en ambos
LEDs off
La necesidad de que el tercer estado donde tanto los LED están apagados era asegurar que el ciclo de trabajo de otros dos
estados fue de menos de 50% y para permitir un período de relajación para el fotodiodo y los LEDs. Si los dos primeros
estados estaban muy cerca uno del otro en su tiempo, y la velocidad de respuesta del fotodiodo no fue lo suficientemente
rápido para cambiar de estado correspondiente, no habría una superposición de estados en el canal de la contaminación
cruzada creación. Por lo tanto, el tercer estado se introdujo como un período donde las señales procedentes de dos estados
anteriores podrían establecerse satisfactoriamente.
La iteración de la máquina de estado a través de estos estados es directa: visitar los dos primeros estados descritos anteriormente
en varias ocasiones por entrelazado de estado 3 en entre estos estados. Esto se puede mostrar gráficamente como sigue:
Figura 15: Máquina de Estado del Tiempo Multiplexing
Aunque esto puede parecer lógico en primera y esta es la manera en la que la máquina de estado necesita para funcionar en el
extremo, puede ser fácilmente observado en la Figura 15 que el estado intercalado
28
Ambos LEDs de “OFF” es ambigua en cuanto a su dirección de cambio de estado. Cuando en este estado, si la máquina
de estados debe cambiar al estado “Red LED ON” o el estado “IR LED ON” depende del estado en que la máquina
estaba en anteriormente. Por lo tanto, con el fin de hacer que este hecho claro y eliminar la ambigüedad de la dirección
del estado, la máquina de estado puede estar mejor representada como en la figura siguiente.
Figura 16: Mejora de máquina de estado para multiplexación en el tiempo
La implementación de las máquinas de estado, en general, es una tarea difícil, ya que el proceso por lo general implica varios pasos
de toma de decisiones en la elección de qué estado de transición en. Afortunadamente, sin embargo, la máquina de estado requerido
para la multiplexación en el tiempo es mucho más simple, como se muestra en la Figura 16, ya que no hay decisiones que se harán
en la transición de estados. La máquina simplemente transiciones de un estado a otro en cada ciclo de reloj. Tal vez la única
inteligencia necesaria en esta máquina de estados es que se da cuenta de restablecer al estado 1 después de alcanzar el estado 4,
ya que no existe un estado de transición en 5. Si un vistazo más de cerca se recurra a esta máquina de estados, no es difícil darse
cuenta de que este es, de hecho, idéntica a la máquina de estados de un contador. Un contador cuenta desde un número base a su
valor máximo, y si así lo indica, restablece en su número de base para empezar a contar de nuevo. Por lo tanto, la implementación de
un contador en hardware es equivalente a la construcción de esta máquina de estados.
Un contador de décadas (HCF4017BE) fue exactamente el dispositivo necesario para este propósito, y por lo tanto fue elegido para
implementar esta máquina de estados. Un contador de décadas cuenta hacia arriba en decimal
29
Formato del 1 al 10, y el último estado se pueden hacer para activar un interruptor de ajuste que trae el contador a 1 en el
siguiente ciclo de reloj. Para cada uno de los números, existe un pin de salida en el IC, que cuando se ve desde la perspectiva
de la multiplexación en el tiempo, puede ser considerado como la salida de señal de control para cada segmento de tiempo.
Sólo uno de estos pines se encuentra en estado de alta en cualquier punto dado en el tiempo, por lo que la exclusividad mutua
una característica inherente del contador de décadas. Además, puesto que la duración de cualquiera de estos estado es la
misma que la duración del ciclo de reloj, y desde la máquina de estado se repite cada 10 ciclos de reloj, el ciclo de trabajo y la
frecuencia de estos estados son décimo º de la de la señal de reloj (es decir, 110 Hz y ciclo de trabajo 10%). Las señales de
control así generado por una mirada contador de décadas como se muestra en la siguiente figura.
Figura 17: Señal de salida del contador de décadas
Con el fin de poner en práctica la máquina de estados necesarios para multiplexación en el tiempo, los diversos estados del
contador de décadas se clasificaron en los estados de máquina de estados multiplexación en el tiempo. Estado 5 del contador de
décadas fue elegido como el estado “Red LED ON”, y fue elegido estado 9 como el estado “LED infrarrojo ON”. Los estados
restantes se clasificaron como estado “Ambos LED apagados”. La razón para elegir el estado 5 como el punto de la máquina de
estado de tiempo multiplexación principio es que esto permite un período de reposo antes de que el proceso de muestreo
comienza una vez que el circuito está encendido. Cualquier transitorios de potencia-up que existen cuando el circuito de muestreo
está encendido se espera que establecerse mientras que el contador de década está contando hasta alcanzar el estado 5. De
este modo, la máquina de estado del multiplexor de tiempo se puede representar por la de contador de décadas como sigue :
30
Figura 18: máquina de estado de contador de décadas de multiplexación en el tiempo
Esta máquina de estados puede parecer que está desequilibrado con respecto al “Ambos LED OFF”, ya que el primero de estos
estados tiene una duración de tres números, mientras que el segundo tiene una duración de cinco números. Este es de hecho
verdadero, y una máquina de estado ideal habría tenido la misma cantidad de números asignados a estos dos estados. Sin
embargo, debido a las dificultades técnicas en las que el contador de décadas no sería restablecer para cualquier señal de
control, excepto el que viene desde el estado 10, la máquina de estado tiene que ser incorporado como tal. Este no es un
escenario problemático por cualquier medio, excepto para la posibilidad de que la señal roja PPG muestreada puede decaer más
de la señal IR PPG mientras que se lleva a cabo, ya que hay más de retardo entre muestras consecutivas en el caso de Red
PPG. Sin embargo, ya que la velocidad de decaimiento del condensador de retención fue mucho menor que la tasa de muestreo,
esto no causó ningún distorsiones de la señal. El circuito final que se implementó para la construcción de multiplexación en el
tiempo las señales de control usando contador de décadas es como se muestra en la siguiente imagen.
Figura 19: contador de década Circuit 9
9
http://www.datasheetarchive.com/download/?url=http%3A%2F%2Fwww.datasheetarchive.com%2Fpdf- de hojas de datos%
2FDatasheets-20% 2FDSA-391685.pdf
31
4.8 Muestreo y retención Circuitos
La finalización del temporizador 555/556 y los circuitos de contador de décadas significó que una señal multiplexada en el
tiempo con éxito podría ser enviada a través del canal de fotodiodos. El siguiente paso fue para recibir esta señal multiplexada
en el tiempo y deconvoluir las dos señales de ella. Es de notar que la señal multiplexada en el tiempo es una onda cuadrada
modulada y el tiempo de la señal, cuya amplitud está modulada por las señales muestreadas en rodajas. Así, el proceso de
deconvolución implica detectar la envolvente de esta señal en instantes de tiempo específicos. Como se mencionó en § 4.5,
esto se hizo usando circuitos de muestreo y retención. De ejemplo y circuito de retención de bloques sirven al propósito de
muestreo de una señal entrante en instantes específicos de tiempo, y manteniendo la muestra en la memoria hasta que se les
instruye para probar de nuevo. Así, hacer el seguimiento de las muestras almacenadas en los resultados de memoria en una
señal que es una versión muestreada de la señal de entrada originales. Conceptualmente, el bloque de circuitos de muestreo se
puede representar como sigue:
Figura 20: Muestreo y retención de bloques conceptual
Con el fin de deconvoluir señal A partir de la señal multiplexada en el tiempo, el Muestreo y retención de bloques del circuito tiene
que probar esta señal exactamente en el mismo instante de tiempo que existe cuando la muestra de la señal A en la señal
multiplexada en el tiempo. No habría habido problemas de sincronización entre la toma de muestras y el bloque de espera y el
tiempo de la señal multiplexada si hubiera habido una necesidad de la toma de muestras y mantenga el bloque para construir su
propia señal de control. Sin embargo, puesto que las señales de control para multiplexación en el tiempo están disponibles a partir
de la fase anterior, se pueden emplear directamente en esta fase, lo que resulta en perfecta sincronización. Las señales de control
para el tiempo de multiplexación lugar una muestra de una de las señales en la señal multiplexada en el tiempo y también
aseguran que esta muestra se lleva a cabo por la muestra y sostienen bloque al mismo tiempo.
32
circuitos de muestreo y retención se llevaron a cabo usando LF398N, que es un IC diseñado específicamente para este propósito.
Una cosa importante a tener en cuenta sobre este IC es que opera sólo dentro de un cierto rango de voltajes de entrada. Así, la señal
multiplexada en el tiempo necesario para estar dentro de un rango de voltaje de -1 V a 1V para garantizar un muestreo fiable. Esto
fue en parte una razón para la elección de la ganancia del circuito preamplificador (§ 4.3). La elección del condensador utilizado en el
circuito también es significativo, ya que rige tanto el tiempo de adquisición de la señal y el proceso de decaimiento de la señal
retenida. La elección de un condensador grande resultó en proceso de descomposición muy lenta, pero tiene impacto en el tiempo de
adquisición. Sin embargo, la elección de un pequeño condensador resultó en la decadencia rápida del valor mantenido. El valor de
1uF para el condensador por lo tanto se eligió basándose en el análisis experimental, y se encontró que era buena, tanto en su
tiempo de adquisición y su proceso de descomposición para los fines de este proyecto. Dos de muestreo y retención se llevaron a
cabo los circuitos para captar las señales de rojo e IR PPG de la señal multiplexada en el tiempo de la siguiente manera:
Figura 21: Muestreo y retención Circuito de Red / IR PPG 10
Una vez que las señales había sido capturado por el muestreo y retención bloques, que estaban cada envían a sus respectivos
filtros (§4.4) para extraer las formas de onda de PPG. Estas formas de onda serán los resultados finales de la parte de hardware del
proyecto, y serán enviados al dispositivo de adquisición de datos para ser transmitidos al centro de procesamiento.
4.9 circuito de temporización
Cuando el temporizador 555/556, contador de década, y el muestreo y retención circuitos se ponen juntos, pueden ser
clasificados como parte del circuito de temporización. Otro importante
10
http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/philips/LF398D.pdf
33
pieza de hardware que emplea las señales de control desde el circuito de temporización para la irradiación IR y LEDs rojo era
el interruptor bilateral IC. No sólo pueden los LED consumen energía suficiente de las señales de control, sino que también
degradan las señales de control de manera significativa. En la práctica, se ha observado que los LEDs se redujo la tensión de
la señal de control significativamente suficiente como para que las señales podrían no activarse el muestreo y retención
bloques más. Por esta razón, se hicieron los LEDs para adquirir energía de Vcc en su lugar, y se controlaron mediante el
interruptor bilateral IC (CD4066BE). Esta figura muestra el circuito de temporización en su totalidad, incluyendo el conmutador
bilateral.
Figura 22: circuito de temporización
4.10 Amplificador agregador
Una vez que las señales se procesan y se limpian, a fin de que para ser alimentado en el sistema de adquisición de
datos NIHMS, tienen que estar dentro del rango de tensión de 0-5 V. Puesto que el desplazamiento DC se retira
activamente de la señal PPG durante el procesamiento de la señal, que varía entre + Vcc y voltios -Vcc. Suponiendo
Vcc es siempre menor que o igual a 5V, la señal necesita ser reducido y se trasladó a la región de voltios 0-VCC. En
otras palabras, para una señal de X dado, el procesamiento necesario es Y = 0,5X + 0.5Vcc. El procedimiento de
aplicación de este implica un amplificador sumador que tiene en las versiones a escala de
34
estas señales y los añade. Dado que el amplificador sumador invierte la señal, la polaridad de la señal se aseguró de que ya
se invierta en las fases anteriores. Además, el desplazamiento a la amplificador sumador se estableció en -0.5Vcc para
asegurar que la señal estaba en el intervalo de 0 a Vcc, no -Vcc a 0 después del amplificador sumador. Dos amplificadores
sumadores separados fueron utilizados para estas donaciones roja e infrarroja. Por lo tanto, la señal en el extremo de este
circuito estaba listo para ser introducido en el sistema de adquisición de datos NIHMS.
Figura 23: amplificador sumador
4.11 puerto serie a la interfaz TCP / IP
La conversión de las señales analógicas en PPG dominio digital y transmisión de estos valores a través de Bluetooth al
centro de procesamiento está fuera del alcance de este proyecto. Sin embargo, dado que el proyecto incluye el software
que procesa estos datos a la recepción, el autor ve necesario describir la infraestructura desplegada en el centro de
procesamiento para recibir los datos que se transmiten.
Los datos se reciben en el centro de procesamiento usando un adaptador Bluetooth que se conecta a través del puerto USB,
si el centro de procesamiento de un ordenador. Si el centro de procesamiento es otro dispositivo, como un teléfono celular
inteligente, se asume que el dispositivo ya está, o se hace capaz de, recibir datos a través del Bluetooth. Un adaptador
Bluetooth genérico elegido para los fines de este proyecto apareció como puerto COM virtual en el equipo después de su
instalación con éxito. Una vez que el dispositivo encontró la transmisión en la conexión Bluetooth del sistema de adquisición
de datos NIHMS, que fue emparejado y autorizado para la conexión automática con el
35
dispositivo. Esto permitió una integración perfecta del lado del software con el hardware NIHMS.
Dado que el adaptador apareció como un dispositivo de puerto COM virtual en el equipo, los datos que están siendo
transmitidos por NIHMS podrían ser fácilmente recibida por la simple apertura de un canal de comunicación del puerto serial
con este puerto COM y la lectura de un número predefinido de bytes de datos de la misma. El lenguaje de software elegido
para este propósito fue Rubí, junto con el módulo de extensión Win32Serial 11. código Ruby era fácil de escribir y ser un
lenguaje interpretado, podría ser portado fácilmente a cualquier plataforma que lo apoyó, lo que permite una mayor
adaptabilidad como fue prometido por NIHMS.
Se acordó con el sistema de adquisición de datos NIHMS que los datos que se transmiten sería el siguiente formato: “B <Canal 1>;
<Canal 2>; <Canal 3>; <Channel4> ...”. Cada uno de los paquetes de datos en este paquete serializado es un valor digital de una de las
señales de ser leído por el sistema de adquisición de datos. Por ejemplo, rojo e infrarrojo PPG PPG señales podrían tomar hasta
ranuras canal 1 y el canal 2 en el paquete. Además, anteponiendo el paquete con el carácter “B” para significar un principio o un punto
de ruptura permitido que el centro de procesamiento de sintonizar con el sistema de adquisición de datos en cualquier momento durante
la transmisión y reconocer un nuevo y completo paquete de datos que fueron llegando. Si el prefijo no estaba presente, el centro de
procesamiento no habría sido capaz de identificar cada uno de los canales individualmente. Además, cada uno de los canales se acordó
ser de 4 caracteres y representaría un valor de tensión en el rango de 0 a 5000 milivoltios (es decir, 0000 - 5000). Por lo tanto, lo que
permite al sistema receptor a saber cuántos canales de esperar en un paquete determinado de antemano, era posible que se lea (5 *
Número de canales) bytes de la transmisión en serie después de la detección de carácter “B” (5 caracteres por punto de datos,
incluyendo “;”). El receptor podría muy bien haber sido implementado para leer de la corriente en serie y deducir el número de canales
de forma dinámica. Sin embargo, esto no se hizo con el fin de mantener la simplicidad del receptor. era posible que se lea (5 * # de
canales) bytes de la corriente en serie después de la detección del carácter “B” (5 caracteres por punto de datos, incluyendo “;”). El
receptor podría muy bien haber sido implementado para leer de la corriente en serie y deducir el número de canales de forma dinámica.
Sin embargo, esto no se hizo con el fin de mantener la simplicidad del receptor. era posible que se lea (5 * # de canales) bytes de la
corriente en serie después de la detección del carácter “B” (5 caracteres por punto de datos, incluyendo “;”). El receptor podría muy bien
haber sido implementado para leer de la corriente en serie y deducir el número de canales de forma dinámica. Sin embargo, esto no se hizo con el fin de mantener
11
http://grub.ath.cx/win32serial/
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Recepción de datos desde el puerto serie resultó en flujo de datos ricamente muestreada para cada uno de los canales que
se transmite. Sin embargo, debido a la naturaleza de la lectura del puerto serie, sólo podría haber sido abierto por un solo
programa para procesar los datos. Puesto que los diversos canales en el paquete de datos representados diferentes señales
que se adquiera, una sola aplicación para procesar ellos no habrían sido logísticamente eficiente. Por otra parte, una de las
características de NIHMS era hacer estos datos a disposición de cualquier cliente a petición. Por lo tanto, se determinó que
un servidor TCP / IP sería fijado en el centro de procesamiento que leer los datos desde el puerto serie y distribuir a los
clientes interesados ​que se conectan a ella. Esto significaba que múltiples aplicaciones podrían funcionar en paralelo para
procesar cada una de las señales de forma independiente. Además de esto, ya no era una restricción que la aplicación debe
estar ejecutándose en el centro de procesamiento. Dado que los datos estaba disponible en TCP / IP, cualquier ordenador
remoto o dispositivo inteligente se podría conectar al centro de procesamiento, reciben la señal de su elección y la procesan
localmente, lo que permite un aumento significativo de la potencia de procesamiento asignado al procesamiento de señales.
Por lo tanto, un servidor multiproceso TCP / IP fue escrito con un hilo conductor, cuyo propósito era leer datos entrantes
desde el puerto serie. Un subproceso de trabajo se inició a abrir un puerto TCP / IP para escuchar y esperar a que la
conexión de los clientes. Una vez que un cliente conectado al servidor, el subproceso de trabajo dio lugar a un flujo
esclavo para ese cliente. Una de las primeras cosas que cada uno de los flujos esclavos hizo fue esperar a que el cliente
responda con un valor de identidad indicando su elección del canal. Una vez que se ha recibido este valor, el flujo
esclavo recogió el valor del canal correspondiente de los datos de ser leído por el hilo principal y la envió al cliente. Este
proceso se continuó hasta que el cliente ya sea escogió para finalizar la conexión o la conexión se interrumpe de forma
inadvertida. El hilo esclavo entonces registra una conexión cerrada y expiró.
Aunque se espera que este diseño del servidor TCP para funcionar bien cuando se aplique, debido a las limitaciones inherentes en la
capacidad de Ruby para manejar hilos, el rendimiento del servidor sufrió de manera significativa. Un subproceso en ejecución una
operación de llamada de sistema en el equipo podría bloquear todos los otros hilos en Ruby hasta que operación se ha completado.
Puesto que, la lectura de un puerto serie se considera una operación llamada al sistema, y ​ya que este fue el más importante de
todos
37
operaciones en el servidor TCP, todos los flujos esclavos que tratan con los clientes estaban bloqueadas y privadas de tiempo
de CPU. Esto dio lugar a una transmisión muy lento de los datos a los clientes (1-2 muestras por segundo) y, esencialmente,
hizo la aplicación inútil.
Los remedios que se consideraron para este problema incluyeron reescribir toda la solicitud en otro, más robusto, el
lenguaje como Perl o C. Sin embargo, la opción elegida por el bien de la simplicidad era para desacoplar la lectura en
serie del puerto y de la transmisión TCP / IP en dos diferentes aplicaciones Ruby. Esto significaba que la lectura del
puerto serie ya no se considera una operación de bloqueo en el servidor TCP / IP que permite el sistema operativo para
decidir sobre la priorización de rosca en lugar de motor de Ruby. Una aplicación separada fue escrito para leer los datos
del puerto serie, conectar con el servidor TCP / IP como un cliente y suministrar sus datos a la misma, todo ello como
parte de un solo hilo. En el lado del servidor TCP / IP, un puerto adicional se abrió específicamente para el lector de
puerto serie para conectar a. Esto se puede representar conceptualmente como en la figura siguiente.
Figura 24: Puerto serie a la interfaz TCP / IP
Aunque esto mejoró significativamente el rendimiento del sistema, la riqueza de los datos recibidos por los clientes no era el
mismo que estaba siendo visto por el lector de puerto serie. Esto podría atribuirse tanto a la rapidez de Ruby en el manejo de
múltiples hilos, y el hecho de que los clientes estaban ahora la lectura de datos de una manera similar al sistema de cinta
impresora. Si los clientes eran demasiado lentos para solicitar los datos del servidor TCP / IP, o si flujos esclavos en el
servidor TCP / IP era demasiado lento para obtener los datos desde el hilo principal, a continuación, varios puntos de
muestreo que se leyeron desde el puerto serie en Mientras tanto habría quedado obsoletos. Esto dio lugar a una porción
significativa de los puntos de muestreo sin llegar nunca a los clientes,
38
teniendo así los clientes que reciben señales de sub-muestreadas. Sin embargo, estas limitaciones podrían haber sido fácilmente
fijado por la migración a un lenguaje más potente software como C.
4.12 Cálculo del ritmo cardíaco
Una vez que los datos se han recibido en un formato digital en el centro de procesamiento, se puede importar fácilmente en el
software de procesamiento tales como MATLAB para calcular los datos biométricos necesarios. cálculo del ritmo cardíaco se llevó a
cabo en la señal PPG Rojo, ya que se encontró que era más grande en amplitud lo que permite facilitar el reconocimiento de los
picos representativos del ciclo cardíaco.
El algoritmo de detección de picos elegido para reconocer estos picos era simple. Un tampón que contiene los
últimos 50 o más muestras se actualiza continuamente con nuevos puntos de muestra entrante. Entre estos
puntos, la tendencia de un punto de muestra es mayor en valor que el valor de otro punto hace unas muestras
y algunas muestras en el futuro era indicativo de un pico. El ancho de la ventana de tiempo fue elegido basado
en el análisis de la frecuencia de muestreo, como la elección de una ventana demasiado pequeña daría como
resultado el reconocimiento de picos arbitrarias debido al ruido como los latidos del corazón. Una vez que se
ha reconocido un latido del corazón, se observó que el índice de la muestra a la que se ha producido. A partir
del reconocimiento de otro latido del corazón, se calculó la diferencia en los índices de estos dos golpes, y
conociendo la frecuencia de muestreo, se dedujo el período de tiempo entre estos dos tiempos.
Cálculo de saturación de oxígeno 4,13 Blood
Adquisición y tratamiento de los datos necesarios para el cálculo de la saturación de oxígeno en sangre es ligeramente
diferente en este proyecto de lo sugerido por la investigación. Como se describe a lo largo de §3.2, la idea todavía gira en
torno a la comparación de las características de absorción de luz de la hemoglobina oxigenada y desoxigenada en virtud de
longitudes de onda rojo y del infrarrojo. Sin embargo, la investigación que se ha encontrado que hacer este cálculo se describe
principalmente la metodología para un dispositivo de medición de transmisión en base. Se asumió que la intensidad de la luz
estaría en su punto más bajo que cuando el volumen de sangre en las arterias estaba en su apogeo, y la más alta cuando el
volumen de sangre había llegado a su mínimo. Sin embargo, esta
39
relación es exactamente lo contrario en un dispositivo de medición basado en reflectancia como el construido en
este proyecto, como la cantidad de luz reflejada de vuelta es el más alto cuando hay arterial volumen de sangre está
en su pico. Por lo tanto el cálculo de la relación R, que se basa en la comparación de intensidades de luz reflejadas
de las señales roja e infrarroja PPG, necesitaba ser replanteado. Puesto que el concepto de la reflectancia era
esencialmente lo contrario de la absorbancia, se consideró que el cálculo de las relaciones de los diversos
parámetros en R se invierte como sigue:
Además, la teoría se describe en los artículos de investigación citados sugirió que era necesario el componente DC de
la señal en el cálculo de la relación R, ya que sería utilizado para evaluar la relación relativa de rojos e infrarrojos PPG
alturas de impulsos. Por esta causa, la sugerencia era utilizar dos más filtros de paso bajo con una gama banda de
paso de 0-0,5 Hz, de modo que el componente DC de la señal podría ser capturado por separado.
Sin embargo, parecía poco práctico para implementar estos filtros de paso bajo, ya que se dio cuenta de que gran
parte del artefacto de movimiento de la señal fue dentro de este rango, lo que contribuye a una gran cantidad de
fluctuaciones. Si un parámetro susceptible tal movimiento se convirtiera en parte del cálculo final de la saturación
de oxígeno en sangre, la varianza de los resultados sería muy alto, lo que resulta en una estimación muy
inexacta. Puesto que el propósito de que la componente de corriente continua sirve en el cálculo de la relación R
es la comparación de las alturas de impulsos relativos, se puede decir que si las ganancias de las dos señales se
podrían ajustar a ser la misma, no sería necesario el componente DC ya . Por lo tanto, el cálculo modificado de R
se basa en la desviación de CC añadida por el amplificador sumador, que era el mismo tanto para señales roja e
infrarroja PPG,
40
Esta dependencia de la altura del pulso en lugar de una señal de componente paralela DC para el cálculo de la
saturación de oxígeno en sangre significaba que el cálculo tendría que ser hecho de un latido del corazón a otro
en lugar de una medición continua. La proposición fue, por tanto, para ejecutar las señales de IR y rojo PPG a
través de un algoritmo de detección de pico ya que estaban siendo adquiridas, de modo que los picos de los
latidos del corazón podría ser registradas. Sin embargo, no sería eficiente para ejecutar el algoritmo de detección
de picos en ambas señales, sobre todo sabiendo que las dos formas de onda PPG fueron temporalmente
coincidencia. Debido al hecho de que fueron adquiridos a aproximadamente la misma ubicación espacial, y
simultáneamente en el tiempo, los picos en tanto las ondas de PPG se producen exactamente en la misma
instancia de tiempo. Por lo tanto, se detectó un pico en sólo una de las donaciones para la preparación,
Como el algoritmo de procesamiento de datos para la medición de la frecuencia cardíaca ya se estaba ejecutando el algoritmo
de detección de picos en la señal de Red PPG, los mismos resultados de procesamiento se utilizaron en este cálculo también.
Una vez que se encontraron dos picos consecutivos en el PPG Red, se registraron el valor de estas donaciones rojas e IR en
estos dos picos. El punto mínimo de la señal entre estos dos puntos representa el pie de la onda PPG, y esto también se
registró para las señales tanto rojas e infrarrojas PPG. Por lo tanto, la altura de impulso de señales de IR y rojo PPG podría
establecerse y empleando la fórmula discutido previamente en esta sub-sección, la relación R puede ser calculada.
Posteriormente, esta relación produjo la saturación de oxígeno en sangre del sujeto como una señal de impulso-latido a latido.
5 R RESULTADOS Y re ISCUSION
5.1 Procedimientos de prueba
Este proyecto se basa en procedimientos de diseño basado en pruebas. Aunque la metodología de la solución fue diseñada
conceptualmente, la aplicación práctica implicó probar y mejorar cada una de las etapas como parte de su progreso. Varios
procedimientos de prueba eran parte del proyecto incluso desde la primera fase, como cuando el fotodiodo se ensayó para
determinar su sensibilidad y rapidez de respuesta por la dirección de pulsos cuadrados de rojos e infrarrojos de luz hacia ella.
Luminosidad de las luces LED que se utilizará también era una preocupación para el éxito del proyecto
como el exceso de dispersión o muy poca luz que es reflejada por el tejido significa una proporción
reducida de manera significativa señal-ruido. Por lo tanto, como una extensión de la prueba del
fotodiodo, impulsos cuadrados con varios niveles de corriente equivalente de DC fueron enviados a
través del tejido para ser detectada por el fotodiodo. Esto no sólo proporciona una estimación de las
tensiones mínimas requeridas por los LEDs que ser lo suficientemente brillante para la transmisión a
través del tejido, pero también descubrió la posibilidad de saturar el fotodiodo con demasiada luz. Se
encontró que el LED de infrarrojos era demasiado brillante para la misma cantidad de tensión aplicada
al LED rojo, tanto es así que satura el fotodiodo.
Otros procedimientos de prueba incluyen la comparación de los filtros de paso de banda activa y pasiva. Aunque los filtros de
paso de banda activa parecen ser claramente superior, se encontró que los filtros de paso de banda pasivos a ser mucho más
fácil de implementar y actuaron como un accesorio para verificar la presencia de la forma de onda PPG en la señal. Incluso
durante la aplicación de los filtros activos como un complemento práctico a los circuitos, frecuencias de corte y las ganancias se
han experimentado para extraer una señal óptima PPG con una buena relación señal-ruido. La restricción en esta era de la
matriz de condensadores y resistencias disponibles para el diseño, y por lo tanto el filtro construido era óptimo dentro de las
opciones disponibles.
41
42
Multiplexación en el tiempo, siendo una parte importante del proyecto, requiere la mayor cantidad de pruebas con el fin
de garantizar que las señales que se registraron fueron de hecho lo que debían ser. Podría muy bien haber sido posible
debido al muestreo inadecuada que las muestras de señales de IR y rojo PPG estaban siendo contaminación cruzada y
por lo tanto, los procedimientos de prueba se diseñaron para verificar la exactitud de la toma de muestras. Dos pruebas
de fase se llevó a cabo para verificar la funcionalidad de multiplexación en el tiempo: antes y después de la
deconvolución de la señal multiplexada en el tiempo. En la primera fase, el fotodiodo se ensayó para determinar su
capacidad de respuesta tanto con los LEDs apagados. a continuación, el LED rojo se conectó a su señal de control de
tiempo de multiplexación para confirmar la aparición de una “capa” de la señal sobre la señal de fotodiodo base. Una vez
que esta capa era visible, el LED rojo se desconectó y el LED infrarrojo estaba conectado a su señal de control. Una vez
más, se confirmó la aparición de otra capa de señal sobre la señal de fotodiodo base. Después de esto, tanto el LED
infrarrojo rojo y estaban conectados a sus señales de control, con la expectativa de la aparición de dos capas separadas
de señales en la señal de fotodiodo base.
Una vez que se completó este procedimiento de prueba, la segunda fase de la prueba se realizó después de la
deconvolución de las dos señales a través de muestreo y retención bloques. Mediante el establecimiento de la
luminosidad del LED rojo a ser diferente de la del LED de infrarrojos, se confirmó que la deconvolución resultó en dos
señales LED distintas que eran las versiones muestreadas de las señales originales. El procedimiento de
deconvolución también se ensayó para determinar fugas entre segmentos de tiempo apagando uno de los LED
completamente. La expectativa de la correspondiente caída de señal deconvoluted a cero se verificó con el fin de
confirmar que no había fugas de la señal del LED que estaba en marcha.
Otros procedimientos tales como las pruebas de longevidad y el estrés también fueron ejecutados en el circuito completado final con el
fin para asegurar su seguridad y fiabilidad. Esto incluyó dejando el circuito de corriente durante mucho tiempo como una prueba para
posible un calentamiento excesivo, y variando la tensión de alimentación oscila entre el rango normal de -4,5 a 4,5 V a -9 a 9 voltios
como prueba para la capacidad de funcionamiento en diferentes condiciones de tensión (la alimentación de tensión para los LEDs se
mantuvo constante como no existía la infraestructura para controlar automáticamente su luminosidad). Efectos de movimiento también
se ensayaron en el sistema de circuitos con el fin de evaluar el tiempo que tomaría el
43
circuito para caer de nuevo al estado de equilibrio después de una perturbación. Aunque se espera que un mejor diseño de
transductores de tres LEDs que fueron grabados juntos (Figura 34) reduciría en gran medida un artefacto de movimiento por el recorte
en el lugar de medición firmemente, el transductor se agitó vigorosamente durante la adquisición de la señal para la prueba de un
artefacto de movimiento.
Las pruebas para la fiabilidad de las mediciones realizadas por el dispositivo es de un género completamente diferente en
comparación con aquellos que fueron descritos hasta el momento. Para establecer la exactitud de estas mediciones, se
obtuvo un oxímetro de pulso comercial de tal modo que puede ser una fuente de corroboración de los datos. Una vez que
esto se ha integrado en la infraestructura de prueba de tal manera que sus resultados serían registrados en paralelo con las
señales producidas por los circuitos de este proyecto, diversas tareas fueron asignadas al objeto de ejercer estos dos
dispositivos. Estos salto rápido incluida en un intento de aumentar la frecuencia cardíaca y respire lenta y profundamente en
el intento de disminuir posteriormente, flexiones para reducir la saturación de oxígeno en los dedos (la mayor cantidad de
oxígeno sería ocupado por el bíceps), y la hiperventilación para aumentar posteriormente. Aunque era difícil de evaluar el
verdadero efectos de las dos últimas pruebas de saturación de oxígeno, el objetivo era crear fluctuaciones en la saturación
de oxígeno registrada por oxímetro de pulso comercial. Los datos recogidos se procesaron posteriormente por el
componente de software de este proyecto y los resultados se compararon con los del oxímetro de pulso comercial.
5.2 Pruebas de Circuitos Resultados
Los resultados de los diversos procedimientos de prueba ejecutados ayudados en el progreso y la mejora del proyecto
a través de sus diferentes fases. Se encontraron primeras implementaciones de los filtros pasivos para producir
señales PPG que fueron comparables a los encontrados en la investigación citada. Esto se puede ver en la imagen
siguiente, que es una captura de la pantalla del osciloscopio mostrando la señal PPG que fue adquirida. La muesca
dicroto de la onda PPG es claramente visible, además de otros detalles como el pico sistólico fuerte aumento y la
solución lentamente el pie diastólica. Además de esto la claridad, hay que señalar que esta señal, estar en el rango de
5 V, exhibe muy poca contaminación de ruido, lo que indica muy buena relación señal-ruido.
44
Figura 25: Señal de PPG adquirió de filtrado pasivo
Sin embargo, la señal adquirida del filtrado pasivo no estuvo exento de inconvenientes. La respuesta
del filtro era muy lento y que requiere que el sujeto que esperar aproximadamente 5 segundos
después de colocar el dedo en el transductor para la onda PPG a aparecer. La señal se satura a Vcc
durante este período inicial, y el aspecto de la PPG estaría marcado por señal descendente desde Vcc
junto con el pie de la PPG. Nos llevó al menos otros 5 segundos para que la señal que conformarse a
la tensión de la línea de base. Por otra parte, este delicado equilibrio una vez más tomar mucho
tiempo para volver a establecer debe ser perturbado por la señal de artefacto de movimiento. Esta
medida de la lentitud en la respuesta del sistema de filtración pasiva hizo muy poco atractiva a pesar
de la calidad de la señal que produjo. Sin embargo,
filtro activo construido posteriormente resultó en la señal PPG que no era tan detallada como los producidos por los filtros
pasivos. Sin embargo, la respuesta del filtro fue muy rápido y era mucho menos susceptibles a un artefacto de movimiento.
Esto se puede ver claramente en la siguiente figura, donde la señal grabada muestra un artefacto de movimiento y la
respuesta del filtro en adaptarse rápidamente a ella. Se puede observar que la señal satura momentáneamente la señal a
Vcc, pero rápidamente se vuelve a mostrar la forma de onda PPG. Se encontró que incluso la saturación
45
respuesta al artefacto de movimiento desaparecería para una buena medida si el movimiento fue rápido y prolongado.
Figura 26: respuesta del filtro a un artefacto de movimiento en la señal PPG
Pruebas y experimentar con los circuitos de temporización (§4.9) fue especialmente interesante, ya que trajo sobre los
conceptos fundamentales de la modulación y la toma de muestras a la superficie. Como se describe en la sección anterior,
los procedimientos de ensayo descritos tenían una expectativa de ver señales estratificadas del canal de fotodiodo en
respuesta al tiempo de multiplexación. Esto se puede ver claramente en los resultados obtenidos de la prueba, que se
muestra como una captura de la pantalla del osciloscopio en la siguiente figura.
Figura 27: Señal de multiplexado en el tiempo de varias capas
46
La señal multiplexada en el tiempo que se muestra en la figura de arriba está exhibiendo tres capas que se están
produciendo aparentemente simultáneamente. La señal de línea de base inferior brillante es representativa de la
respuesta del fotodiodo a la luz ambiente. La capa más ligero superpuesta en la parte superior de esta es la respuesta del
fotodiodo a los impulsos de la luz roja. La capa uniforme de la luz que se encuentra en la parte superior de estos dos es la
respuesta debida a los impulsos de luz infrarroja. La intensidad cambiante de las capas sugiere que a pesar de estas
capas aparecen simultánea, por lo que no son en la realidad y la intensidad es proporcional a la densidad de los impulsos.
Esto fue confirmado fácilmente mediante la difusión del eje de tiempo para producir la siguiente salida desde el
osciloscopio.
Figura 28: corte en lonchas Tiempo en señal multiplexada
Los impulsos de luz roja y de infrarrojos están claramente separados en el tiempo y son moduladas en su amplitud por el
entorno en el que están pasando a través. Esto no sólo confirmó el buen funcionamiento de multiplexación en el tiempo, sino
que también permitió una comparación de las amplitudes de las señales rojas e infrarrojas. Se puede observar en la Figura 27
que las dos capas entran abajo para convertirse en coincidencia por un breve período de tiempo. Esto era parte del
procedimiento de prueba para ver la respuesta del fotodiodo cuando la luz se pasa a través del tejido a la misma. Al convertirse
en coincidencia, las capas confirmaron que la luminosidad de las luces de infrarrojos de Red y fueron de aproximadamente el
mismo mientras que pasa a través del dedo.
47
5.3 Resultados de proceso de datos de frecuencia cardíaca
Como se discutió en §4.11, debido a la falta de rendimiento suficiente en el servidor TCP / IP la distribución de los datos adquiridos a
través de Bluetooth, las señales recibidas por el TCP / IP clientes estaban bajo-muestreada. Se estimó que era mejor a los datos
adquiridos oleoducto desde el puerto serie de archivos para su procesamiento posterior. Sin embargo, ya que los algoritmos
diseñados se basan en el supuesto de adquisición de datos en tiempo real, el procesamiento de datos puede seguir siendo
considerada en tiempo real.
algoritmo de detección de picos que se implementó fue capaz de identificar picos muy bien, incluso bajo condiciones de prueba
que simulan los latidos del corazón rápidos. Además de esto, la detección falsa de la muesca dicrótica como un pico era una
preocupación que necesitaba ser verificado. El algoritmo tenido éxito en la detección de sólo el verdadero corazón lata pico
mayor parte del tiempo, lo que demuestra que la aplicación fue una manera fiable para calcular la frecuencia cardíaca. Los
resultados del algoritmo cuando se ejecuta en una muestra de datos se muestran en la siguiente figura.
Figura 29: Los impulsos incrustados en PPG muestra detectaron picos
Desde que se encuentra la frecuencia de muestreo de adquisición de datos a ser de aproximadamente 1 KHz, la frecuencia cardíaca se
calculó primero como la frecuencia y la convierte a continuación en latidos por minuto. En lo que respecta al experimento hicieron por el
sujeto para ejercer los dispositivos de medición y de proyectos comerciales, los siguientes resultados del cálculo de la frecuencia
cardíaca se comparan los dos dispositivos.
48
Figura 30: Beat-a latido cálculos de frecuencia cardíaca de los dispositivos commerical y de proyectos
Se puede ver en la figura anterior que el cálculo de la frecuencia cardíaca en base a los datos del proyecto se adapta
muy bien con el de los cálculos basados ​en los datos del oxímetro de pulso comercial. Con el fin de evaluar el
rendimiento del algoritmo en el pulso más rápido, se le pide al sujeto hacer ejercicio y aumentar su ritmo cardíaco. Los
resultados para este ensayo se muestran en la siguiente figura.
Figura 31: la frecuencia cardiaca durante los ciclos de ejercicio
Los cinco ciclos de la frecuencia cardíaca que se muestran en la figura de arriba representan el efecto de ejercicio de la materia en
la frecuencia cardíaca. La frecuencia cardíaca se inicia a partir de un valor moderado de alrededor de 75bpm y se eleva a 140 bpm
en aproximadamente 100 segundos como resultado del sujeto saltando rápidamente. respiraciones profundas y lentas posteriores
llevar el ritmo cardíaco a un valor de aproximadamente 80 lpm. Este ciclo se repitió 5 veces en el transcurso de 5 minutos, y esto
49
representación se puede ver claramente en la figura. Los picos agudos repentinos en la grabación se atribuyen al artefacto de
movimiento de saltar rápidamente. Sin embargo, los datos se todavía mucho menos contaminada por un artefacto de movimiento
teniendo en cuenta que el sujeto estaba ejerciendo vigorosamente.
5,4 de oxígeno en sangre resultados del procesamiento de datos de saturación
Tratamiento de los datos para la saturación de oxígeno en sangre se realizó mediante la recopilación de los datos rojas e
IR PPG en conjunción con la salida del oxímetro de pulso comercial. El oxímetro de pulso produce una señal de voltaje
entre 0 y 1 voltio como una representación de saturación de oxígeno en sangre (0-100%). Por lo tanto, el valor de salida
del proyecto también se decidió estar entre 0 y 1, de manera que los dos valores podrían ser comparados sin
modificación de la señal de salida del oxímetro de pulso. La siguiente figura muestra los resultados del procesamiento de
una muestra de datos que se recibió desde los dos dispositivos.
Figura 32: la saturación de oxígeno resultados de cálculo de sangre
Una de las primeras cosas notables a partir del gráfico anterior es que la saturación de oxígeno en sangre que se obtuvo
de la oxímetro de pulso comercial es una señal continua, donde como el calculado en el proyecto es un tren de impulsos.
Como se discutió previamente (§4.13), esto es debido a que el algoritmo calcula la saturación de oxígeno en sangre en
una base de latido a latido. Además, la señal del oxímetro de pulso comercial es un promedio de ventana de la saturación
de oxígeno en tiempo real, a diferencia de los resultados de este proyecto. De todos modos, eso
50
se puede ver en el gráfico anterior que los resultados son todavía comparables a las del oxímetro de pulso
comercial. Cuando se le pide al sujeto para llevar a cabo tareas tales como el ejercicio y la hiperventilación, las
lecturas de saturación de oxígeno en sangre de los dos dispositivos cambiaron y esto puede verse en la siguiente
figura.
Figura 33: la saturación de oxígeno en sangre durante los ciclos de ejercicio
Se puede ver en la figura anterior que la saturación de oxígeno fluctúa ligeramente. Sin embargo, la saturación de oxígeno no se hunda
a los valores extremos durante el ejercicio y es de alrededor de 96% más de las veces, tal vez porque el tema estaba sano. Aunque la
tendencia general de disminución de la saturación de oxígeno puede ser visto tanto en los datos del oxímetro comerciales proyecto y
(resultados de los primeros 50 segundos en comparación con los resultados después de 150 segundos), el acuerdo de los resultados
podría haber sido mejor entre los dos. Esta diferencia en los resultados puede atribuirse a diversos factores, tales como el algoritmo de
procesamiento de más robustamente diseñado y probado del oxímetro de pulso comercial, la decisión de no incluir el componente DC
en el cálculo de la relación R en este proyecto, y el uso de diferentes localizaciones espaciales para las señales PPG de circuito del
proyecto y el dispositivo comercial. oxímetros de pulso comerciales basan sus salidas en las tablas de búsqueda para la relación R que
se construyen a partir de varios ensayos clínicos y son, por lo tanto, no es equivalente a los resultados teóricos. La falta de dicha
infraestructura en ejecución de este proyecto puede ser una razón por la cual existe discrepancia entre los dos resultados, aunque de
menor importancia. Además, también se puede decir que la decisión de no incluir la componente continua de las ondas de PPG en el
cálculo de R como La falta de dicha infraestructura en ejecución de este proyecto puede ser una razón por la cual existe discrepancia
entre los dos resultados, aunque de menor importancia. Además, también se puede decir que la decisión de no incluir la componente
continua de las ondas de PPG en el cálculo de R como La falta de dicha infraestructura en ejecución de este proyecto puede ser una
razón por la cual existe discrepancia entre los dos resultados, aunque de menor importancia. Además, también se puede decir que la decisión de no incluir la compo
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sugerido por la teoría contribuyeron a la imprecisión en los resultados. Sin embargo, la inclusión del componente DC podría
haber dado lugar a resultados menos precisos debido a su mayor susceptibilidad a los artefactos de movimiento. Además, el
hecho de que las lecturas de saturación de oxígeno en sangre de los dos dispositivos se obtuvieron a partir de dos dedos
diferentes (debido a las limitaciones de espacio) puede ser un factor menor que añade a la discrepancia entre los dos.
6 C CONCLUSIONES Y R RECOMENDACIONES
Disponibilidad de tiempo de un año para planificar, diseñar y construir este proyecto desde el principio fue un contribuyente
definitiva para su éxito, si puede ser visto como tal. Los numerosos problemas encontrados durante este tiempo sólo se mejoraron
los procedimientos de diseño y se pueden considerar como catalizadores necesarios.
Los datos biométricos de la frecuencia cardíaca y la saturación de oxígeno en sangre producidos por este
dispositivo son importantes adiciones a NIHMS y sirven como indicadores significativos de la salud del
individuo. La disponibilidad de datos en tiempo real tales como estos para un usuario medio puede afectar su
perspectiva de su estado de salud, que les permite detectar condiciones de deterioro antes de y tomar las
precauciones necesarias. Aunque la precisión de las mediciones, tales como la saturación de oxígeno en
sangre puede no ser clínicamente aceptable, son todavía muy cerca de los resultados reales y se pueden
utilizar en el análisis de tendencias, si no en el diagnóstico clínico. La posibilidad de extraer una tendencia rico
de las muestras de datos adquiridos durante un largo tiempo supera las pequeñas inexactitudes en los datos
recogidos.
Si se les da más tiempo para trabajar en este proyecto, el proyecto podría mejorarse de varias maneras. La implementación
del sistema de recepción de datos en el centro de procesamiento sería escrita en un lenguaje más potente y rápido, tales
como C. El rendimiento del servidor TCP / IP se incrementaría significativamente por lo tanto, para permitir la más rica de
adquisición de datos en paralelo por los clientes remotos. Esto haría que el procesamiento de datos en tiempo real de verdad.
En lo que respecta a la mejora de la precisión de los resultados, el programa podría ser modificado para detectar y manejar
objetos comunes. Por ejemplo, las frecuencias cardíacas extremas poco frecuentes y transitorios pueden ser considerados
como un artefacto de movimiento y ser filtrados. Un promedio de ventana podría suavizar las fluctuaciones en la medición de
la frecuencia cardíaca latido a latido, produciendo una salida estable para el usuario. Implementación de filtros de
componentes de corriente continua en el hardware podría explorarse en un intento de mejorar la precisión de la saturación de
oxígeno en sangre. Este biométrica también estaría sujeto a un promedio de ventana para suavizar sus fluctuaciones y
producir una señal continua en lugar de un tren de impulsos. mejoras logísticas
52
53
como la construcción de un transductor mejor y más estable puede filtrar significativamente fuera un artefacto de movimiento y
mejorar la precisión de las mediciones.
En términos de hacer el dispositivo más portátil, el dispositivo podría ser miniaturizado sobre una placa de circuito impreso por
lo que es de peso ligero y más estable. Además, una fuente de alimentación regulada en base a baterías AA o 9V sería
construido para permitir la movilidad. Como otros transductores de NIHMS se podría unir al sujeto en cualquier lugar, se espera
que el sistema de adquisición de datos para convertirse descentralizada. En tal escenario, no sería práctico a la entrada de las
señales recogidas a través de cables en el sistema de adquisición de datos. Por lo tanto, los sistemas de adquisición de datos
localizadas que forman parte de la PCB de este dispositivo podría ser construido que forma inalámbrica transmitir las señales
recogidas con el sistema de adquisición de datos descentralizada o directamente al centro de procesamiento.
Además, la decisión de usar un transductor basado reflectancia para la recogida de datos permite que este proyecto para
ser utilizado en cualquier área del cuerpo donde la vasculatura está cerca de la superficie de la piel. Durante el transcurso
de este proyecto, la adquisición de señales PPG de la muñeca se intentó y tuvo éxito, aunque con una mayor
susceptibilidad a los artefactos de movimiento. Por lo tanto, un dispositivo compacto del tamaño de un reloj se prevé, uno
que no necesita para obtener su señal de los dedos, liberando así ellos hasta su uso normal.
En conclusión, el proyecto puede mejorarse aún más en varias formas que pueden hacer que sea más portátil, fácil de usar
y precisa. Puede llegar a ser un buen accesorio para el usuario en el seguimiento de su salud y la salud de los que están
preocupados. También puede llegar a ser una buena adición a las infraestructuras ya existentes automatizados en los
hospitales que proporcionan datos en tiempo real de forma remota a los médicos.
7 A PÉNDICE A: H ardware C Y OST PAGS ROTOTYPE
Las piezas que se utilizaron en la creación de un prototipo del proyecto se enumeran a continuación. Aunque el costo de la
construcción de este prototipo se calcula en $ 34.51, cantidad adicional de estos y otros tipos de piezas fueron adquiridos
como parte de la fase de desarrollo. Por lo tanto, el presupuesto total del proyecto se estima en alrededor de 50 $.
Nombre de la pieza
Cantidad
Precio Total Parte (CAD $)
1
0.65
1
1.04
2
4.70
2
1.06
1
0.74
1
1.97
LED rojo - SSL-X5093SRC / DV
1
0.38
LED infrarrojo - LTE-5208A
1
0.32
Breadboards - TW-E40-1020
2
24.10
555/556 Temporizador - NE556N
Década Contador - HCF4017BE
Muestra Retención - LF398N
Quad amplificadores operacionales - LM324N
Interruptor bilateral quad -
CD4066BE
Fotodiodo - PNZ334
34.51
Precio total
Tabla 2: Lista de materiales
54
55
Figura 34: transductor de señal PPG
Figura 35: Placa de circuito Prototype
8 A PÉNDICE B: D ATA PAGS LABORACIÓN S OFTWARE
8.1 Código de Procesamiento de MATLAB
Las señales se procesan en MATLAB R2007b que estaba disponible como parte de los recursos de laboratorio en el curso. El siguiente
es el código que se ha escrito para producir los datos biométricos de la frecuencia cardíaca y la saturación de oxígeno en sangre.
claro todas ; cerrar todas
; CLC;
datos de% de carga recogieron
carga finaldata.txt
Rojo = FinalData (:, 1); % De extracto a cabo cada una de las señales de
IR = FinalData (:, 2); Ext = FinalData (:, 3); ola Comercial oxímetro PPG% ( "externo" PPG)
spo = FinalData (:, 4); % Comercial oxímetro SpO2
claro FinalData ;
% Definir coeficientes de extinción
eHbORed = 0,08;
eHbRed = 0,81; eHbIR
= 0,18; eHbOIR = 0,29;
% Variables Inicializar detección de pico
picos (1) = 0; % Aquí es donde se colocarán los impulsos en respuesta a los latidos del corazón detectada
picos (2) = 0; peaksext (1) = 0; % El mismo tipo de matriz para PPG externa
peaksext (2) = 0; peakcount = 0; % Conde de picos detecta
peakcountext = 0; % Conde de picos detectados en PPG externa
previousk = 1; previouskext = 1 from = 2,000; % Opción de elegir el rango de muestras de datos para procesar
latido del corazón (1) = 72; % Inicializar primera muestra de la frecuencia cardíaca (porque no tenemos un pico anterior para calcular
esto desde).
heartbeatext (1) = 72; muestra =
10e-3;
para k = a partir de: 25 000
Si (Red (k)> 1,4) % Si Red PPG es superior a un umbral ...
% ... y demuestra un punto de inflexión ...
Si (Red (k)> Red (k-5) && Red (k-5)> Red (k + 5) && k> (previousk + 10))
peakcount = peakcount + 1; % ... entonces tenemos un pico
picos (k) = 2,1; % Ponga un impulso allí (sólo para propósitos visuales)
peaksat (peakcount) = k; % Tome nota de su índice
Si (Peakcount> = 2) % Si tenemos más de 1 pico
pulselow (peakcount-1,1) = min (Red (peaksat (peakcount1): peaksat (peakcount))); % Calcular el punto más bajo entre dos picos
pulselow (peakcount-1,2) = min (IR (peaksat (peakcount1): peaksat (peakcount)));
% Calcular relación R
R = log (pulselow (peakcount-1,2) / IR (peaksat (peakcount1))) / log (pulselow (peakcount-1,1) / rojo (peaksat (peakcount-1)));
Calcular% SpO2
56
57
myspo (peaksat (peakcount-1)) = ((eHbRed-eHbIR * R) / ((eHbRedeHbORed) + ((eHbOIR-eHbIR) * R)));
% De la frecuencia cardíaca caculate
latido del corazón (peakcount) = 60 / ((k-previousk) * muestra);
% Filtrado crudo de un artefacto de movimiento: ignorar todas las frecuencias cardíacas%> 160
Si latido del corazón (peakcount)> 160
latido del corazón (peakcount) = latido del corazón (peakcount-1);
de
extremo a extremo
previousk = k;
end else picos (k) =
0;
fin
% De la frecuencia cardíaca ejecución de cálculo de PPG externa también, para la comparación
Si (Ext (k)> 0,5)
Si (Ext (k)> Ext (k-5) && Ext (k-5)> Ext (k + 5) && k> (previouskext + 10))
peakcountext = peakcountext + 1; peaksext (k) =
2,1; peaksatext (peakcountext) = k;
Si (Peakcount> = 2)
heartbeatext (peakcountext) = 60 / ((k-previouskext) * muestra);
Si heartbeatext (peakcountext)> 160
heartbeatext (peakcountext) = heartbeatext (peakcountext-1);
de
extremo a extremo
previouskext = k;
end else peaksext (k) = 0;
de
extremo a extremo
% Represente los datos
a = peaksat (peakcount-1); figura
plot (a partir de: a, rojo (a partir de: a) + 1, a partir de: a, IR (a partir de: a), a partir de: a, Ext (a partir de: a)); xlabel ( 'Tiempo
(segundos)' ); ylabel ( 'amplitud (voltios)' ); h = leyenda ( 'Rojo' , 'IR' , 'EXT' , 1); figura
plot ((a partir de: a) * muestra, spo (a partir de: a), (a partir de: a) * muestra, myspo (a partir de: a)); h = leyenda ( 'SpO2'
, 'MySpO2' , 1); eje ([de * muestra a * Muestra de 0 1,3]); xlabel ( 'Tiempo (segundos)' ); ylabel ( 'De saturación de
oxígeno en sangre (porcentaje / 100)' ); figura
plot (peaksat * muestra, latido del corazón, peaksatext * muestra, heartbeatext); h = leyenda ( 'Mi corazón
late' , 'Comercial' , 1); xlabel ( 'Tiempo (segundos)' ); ylabel ( 'La frecuencia cardiaca (latidos por minuto)' );
código Server 8.2 Rubí TCP / IP
Serial.rb
requerir puerto 'Win32Serial' =
Win32Serial.new port.open ( "COM4")
archivo1 = File.new ( "datafile1.txt", "w +") archivo2 = File.new (
"datafile2.txt", "w +")
58
archivo3 = File.new ( "datafile3.txt", "w +") file4 = File.new (
"datafile4.txt", "w +")
# 9.600 baudios / 8 ByteSize / sin paridad / 1 bit de parada
port.config (9600, 8, Win32Serial :: NOPARITY, Win32Serial :: ONESTOPBIT)
# opcionalmente configurar tiempos de espera
port.timeouts (0, 200, 0, 0, 0) Char = "C" pone
"lectura"
streamSock = TCPSocket.new ( "127.0.0.1", 21000) mientras que la verdadera Do
mientras que (char! = "B") hacer
Char = port.read (1) final Char
= "C"
line = port.read (20); streamSock.puts
(línea); datos = linea.split (/; /);
file1.puts de datos [0] file2.puts de
datos [1] file3.puts datos [2] file4.puts
datos [3] finales
port.close
streamSock.close; file1.close
file2.close file3.close
file4.close
Server.rb
requerir "socket" require 'Win32Serial'
requiere 'hilo'
DTS = TCPServer.new ( 'localhost', 20000) publicaciones seriadas =
TCPServer.new ( 'localhost', 21000) mutex = Mutex.new
Hilo.start (serialS.accept) hacer | s |
pone "Lector de serie el contacto!" bucle de hacer
empezar
mutex.synchronize {
$ Cadena = s.gets; } rescate
StandardError
pone "Error de socket. Lector de serie puede haber terminado la conexión." serialS.close dts.close romper; end end end
bucle de hacer
Hilo.start (dts.accept) hacer | s |
# prevcount = -1;
print (s, "se acepta \ n") de bucle do
empezar
resp = s.recv (1); mutex.synchronize
{datos = $ str.split (/; /);
59
si (resp == "A")
valor = [datos [0] .to_i] .Pack ( "N"); elsif (resp == "B")
valor = [datos [1] .to_i] .Pack ( "N"); elsif (resp == "C")
valor = [datos [2] .to_i] .Pack ( "N"); elsif (resp == "D")
valor = [datos [3] .to_i] .Pack ( "N"); más
valor = [datos [0] .to_i] .Pack ( "N"); fin
s.write (valor)
}
rescate StandardError
pone "Error de socket. Cliente puede haber terminado la conexión." romper extremo final
print (s, "se ha ido \ n")
s.close
de extremo
a extremo
9 R EFERENCIAS
[1] GM Azmal, A. Al-Jumaily y M. Al-Jaafreh "la medición continua de la saturación del oxígeno nivel usando
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Medicina y Biología Sociedad, 1995 y 14ª Conferencia de la Sociedad de Ingeniería Biomédica de la
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de presión arterial," J. Clin. Monit. Comput., vol. 13, pp. 309-316, 09/01. 1997.
60
10 V ITAE
NOMBRE: Yousuf Jawahar LUGAR
DE NACIMIENTO: Hyderabad, India Año de
nacimiento: 1987
EDUCACIÓN SECUNDARIA: Escuela Secundaria Lincoln M. Alexander
(2001-2004)
La educación de pregrado: Ingeniería Eléctrica y Biomédica
(2004-2009)
EXPERIENCIA LABORAL: Desarrollador de Software - Certicom Corp.
(2007-2009)
Honores y premios: Queen Elizabeth Con el objetivo para el Top
Beca (2004-2009), Apotex beca
(2004-2009), Claustro de la Universidad de
becas (2006),
Beca HL Hooker (2008), Lista de Honor
del Decano (2004-2009)
61