Utveckling av handhållen prototyp för mätning av EKG och fingerpuls

INOM

EXAMENSARBETE TEKNIK,

GRUNDNIVÅ, 15 HP ,

Utveckling av handhållen prototyp för mätning av EKG och fingerpuls

DAVID BORGHÄLL

MATHILDA LUNDSTRÖM

Detta examensarbete har utförts i samarbete med Medicinteknik och hälsosystem CBH Handledare: Mannan Mridha M.Sc. Ph.D. M.Ed

Utveckling av handhållen prototyp för mätning av EKG och fingerpuls

Development of Handheld Prototype for Measuring ECG and Fingerpulse

D

B

M

L

Examensarbete inom medicinsk teknik Grundnivå, 15 h

Handledare på KTH: Mattias Mårtensson och Tobias Nyberg Examinator: Mats Nilsson

Skolan för kemi, bioteknologi och hälsa Kungliga Tekniska Högskolan

CBH STH

SE-141 86 Flemingsberg, Sweden http://www.kth.se/cbh

2019

Sammanfattning

Denna rapport representerar ett kandidatexamensarbete vid Kungliga Tekniska Högskolan(KTH), där målet var att skapa en handhållen prototyp. Funktionerna för prototypen var mätning av puls i ett finger med optiska sensorn TCRT1010 och elektrokardiografi(EKG) med bipolära extremitetsavled- ningar. Prototypen är skapad med målet att vara användarvänlig, kostnadseffektiv och billig för att kunna appliceras i utvecklingsländer som finns i Afrika och Asien. Anledningen är då det finns brist på billig och lätthanterlig medicinsk teknik i de områden.

Arbetet utfördes genom utveckling av två kretsar givna av uppdragsgivaren, för att sedan designas på ett kretskort som tillverkades av ett svenskt företag. Samtliga komponenter löddes fast på kretskortet och monterades i en behållare med uttag och batterier. Den slutgiltiga prototypen består av en plast- låda som innehåller kretskortet med funktionen att mäta antingen pulsen i ett finger eller EKG, som användaren väljer med hjälp av en switch. Prototypen är även utrustad med avtagbart lock, två BNC kontakter för signalutskick till oscilloskop, en för vardera krets, tre labbhylsor för extremiteterna och ett 4-polig kontakt för den optiska sensorn. Signalerna som fås är ej brusfria men innehåller respektive signals viktigaste parametrar för kontroll om vidare diagnostisk behövs.

Den framtagna prototypens kostnad slutade på 1815,5 SEK, vilket ej ansågs uppfylla målet för kost- nadeffektivet men som anses kunna användas i utvecklingsländer då prototypen har en simpel design, med avtagbart lock som möjliggör lätta batteribyten, endast en switch och är kompakt som gör den lätt att utföra undersökningar med. Signalhanteringen är testad för att ge tydlig signal som möjliggör att vårdpersonal kan identifiera om vidare diagnostik behövs. Många framtida förbättringar identi- fierades, så som att minska kostnaden med byte till billigare komponenter och massbeställning av kretskort, göra prototypen trådlöst kopplad till mätinstrument eller minska brus ytterligare.

Nyckelord

prototyp, puls, optisk sensor, EKG, kostnadseffektiv, kretskort

Abstract

This report represents a bachelor thesis at the Royal Institute of Technology, where the goal was to create a handheld prototype. The functions of the prototype were measuring pulse in a finger using the optical sensor TCRT1010 and electrocardiogram(ECG) with bipolar limb-lead. In this thesis, the focus was put on trying to develop a user-friendly and cost-effective prototype for use in developing countries, that can be found in Africa and Asia. The reason is because there’s a lack of cheap and easy to use medical equipment in those areas.

The work was performed by developing two circuits, given by our employer, that was designed on a circuitboard and constructed by a Swedish circuitboard constructor. All components were soldered on the circuitboard and was mounted in a box with socket and batteries. The finished prototype consists of a plastic box containing one circuitboard with the function to measure either the puls of a finger or ECG, which the user can choose between using a switch. The prototype is also equipped with a removable lid, two BNC plugs for connecting an oscilloskope, one for each ciruit, three sockets for the limb lead for the ECG and finally a 4-pole socket for the optical sensor. The signals acquired are not free of noise but contains the most important parameters of the two signals for guidance if further medical diagnostic is needed.

The prototypes final cost was 1815,5 SEK, which was not considered achieving the goal for cost- efficiency, was still believed to be useful in developing countries because of its simpel design with removable lid and easily to change batteries. It’s equipped with only one switch and the compact size makes it easy to handle. The signal processing is tested to give a clear signal which enables the health professionals to identify if further diagnostics are needed. Several improvements was identified for future work, such as to reduce the cost by buying cheaper components or buying the circuitboard in greater numbers, making a wireless connection to the measuring equipment or further reducing the noise.

Keywords

prototype, pulse, optical sensor, ECG, cost-effective, circuitboard

Förord

Vi skulle vilja framföra ett stort tack till vår handledare Mannan Mridha som varit hjälpsam under hela projektet och gett råd och synpunkter när det behövts. Vi vill också ge ett extra stort tack till KTHs verktygsmakare Peter Arfert som hjälpt oss med design och konstruerande av slutgiltiga prototypen.

Innehåll

1 Introduktion 1

1.1 Mål . . . 1

1.2 Avgränsningar . . . 1

2 Bakgrund 2 2.1 Fysiologi . . . 2

2.2 Teknik . . . 4

3 Metod 8 3.1 Kretsschema . . . 8

3.2 Design av kretskort . . . 8

3.3 Slutgiltig prototyp . . . 9

4 Resultat 10 4.1 Kretsschema . . . 10

4.2 Design av kretskort . . . 12

4.3 Slutlig prototyp . . . 13

4.4 Kostnad . . . 15

5 Diskussion 16

6 Slutsats 19

7 Referenser 20

Bilagor

Bilaga 1: Utgångskretsar från uppdragsgivare Bilaga 2: Genomförda test på kretsarna Bilaga 3: Komponenter med kostnad

1 Introduktion

Behovet av billig och lätthanterlig medicinteknisk utrustning är stort i utvecklingsländer i Afrika och Asien för att förbättra den allmänna hälsan. Hjärtsjukdomar är en av de vanligaste anledningarna till dödsfall i utvecklingsländer [1], och därför behövs lätthanterlig utrustning som kan utföra kon- troller om vidare diagnostik behövs. Ett exempel på en sjukdom som förekommer i stort sett bara i utvecklingsländer är reumatisk feber [2]. Reumatisk feber innebär inflammationstillstånd i hjärta och blodkärl och leder till långvarig belastning på hjärtklaffarna som kan resultera i dödsfall [2]. En metod för diagnostisering av hjärtsjukdomar som reumatisk feber är elektrokardiogram. Elektrokar- diografi, EKG, är metoden för mätning av hjärtats elektriska impulser med ytelektroder som fästs på kroppen. Det har konstateras att EKG-mätningar med bipolära extremitetsavledningar inte kan avslö- ja hjärtsjukdomar lika väl som EKG-mätningar med tolv ytelektroder, men kan i många fall avgöra om elektrokardiogrammet är avvikande eller normalt [1]. En annan metod som är till stor användning för att mäta arteriell blockering och diagnostisera perifer kärlsjukdom är fotoplytesmografi(FPG) [3].

Metoden utgår från principen att blodvolymen i extremiteternas blodkärl förändras vid varje hjärtslag.

Mätningen genomförs med en sensor som sätts på fingertoppen och som sänder ut infrarött ljus som reflekteras i vävnaden och detekteras av en fotoelektrisk cell [3, 4].

De två tidigare nämnda metoderna kommer att lägga grunden för projektet. Projektet gick ut på att skapa en prototyp som med hjälp av bipolära extremitetsavledningar mäter hjärtats elektriska impulser och fingerpuls i pekfingret med sensorn TCRT1010. Två kretsar kom att utformas på ett kretskort, där ena kretsen hanterade signalen för EKG och andra för optiska sensorn, som placerades i en handhållen behållare och strömförsörjas med 2 st 9 V batterier, då ett allmänt känt problem är en opålitlig tillgång till elektricitet i utvecklingsländer [3].

1.1 Mål

Målet med arbetet var att utveckla en handhållen prototyp i form av ett kretskort i en behållare med funktion för mätning av pulsen i ett finger med optiska sensorn TCRT1010 och EKG med bipolära extremitetsavledningar, samt visa uppmätta signaler på annan portabel apparat.

1.2 Avgränsningar

Prototypen som tillverkas skulle vara kostnadseffektiv, vilket innebar att den skulle innehålla få stan- dardkomponenter och priset skulle minimeras i den mån det går, men ändå uppnå godtagbart resultat.

Ett godtagbart resultat ges av stabil konstruktion och signal samt då signalernas viktigaste segment och uppbyggnad går att urskilja för respektive signal.

2 Bakgrund

I de flesta utvecklingsländer bor en stor del av befolkningen på landsbygden och har inte tillgång till välutbildade läkare eller medicinteknisk utrustning [5]. Befolkningen hänvisas då till en vårdgivare i byn som har begränsad utbildning och otillräcklig kunskap vilket är en stor anledning till felaktig diagnostisering och medicinering [5]. Det grundar sig i att det inte finns tillräckligt med ekonomiska resurser [6, 7], och därför är behovet stort för ekonomiskt tillgängliga och lätthanterliga medicinska produkter. World Health Organization (WHO) beskriver däremot att det finns tillgång till medicintek- nisk utrustning i utvecklingsländer donerat av industriländer [8]. Det beskrivs vidare att det är mer än 75% av utrustningen som är oanvänd, då utrustningen är utformad för användning i industriella län- der. Problemet förekommer då otillräcklig kunskap och expertis finns för att installera och använda apparaterna, och för att det inte finns några reservdelar om apparaten går sönder eller information om underhåll av apparaterna i utvecklingsländer.

2.1 Fysiologi

Hjärtat och hjärtats pumpfunktion beskrivs av Olle Henriksson och Margareta Rasmusson i Fysiologi - med relevant anatomi [9]. Författarna beskriver att hjärtat är en muskel som tillsammans med artä- rerna och venerna bildar cirkulationssystemet som ger blod till hela kroppen. Hjärtats höger förmak får syrefattigt blod från övre hålvenen, vena cava superior, och nedre hålvenen, vena cava inferior.

Därifrån mynnar blodet ut i höger kammare. Hjärtats vänster förmak får syrerikt blod från venerna, venae pulmonales, som mynnar ut i vänster kammare. Hjärtats pumpfunktion fungerar genom att hjär- tat drar sig samman, då pumpar vänster kammare blod till aorta och vidare ut i kroppen. Samtidigt pumpar höger kammare blod till lungartären, truncus pulmonalis, och vidare till lungorna, därefter vidgar sig hjärtat igen och blodet återförs. För att blodet inte ska rinna åt fel håll har hjärtat klaf- far. Klaffarna hindrar blodet att föras från kamrarna till förmakerna och från lungartär och aorta till respektive kammare. Hjärtats pumpfunktion styrs av retledningssystemet, ett elektriskt system, som består av hjärtmuskelceller som genererar impulser till hjärtats olika delar. Impulsen startar i sinus- knutan som sitter i hjärtats höger förmak därefter sprids impulsen vidare till förmakerna som pressar ner blod i kamrarna. Impulsen sprids vidare till AV-knutan som fördröjer signalen, AV fördröjning, för att förmaken ska hinna tömmas. Impulsen sprids därefter till His bunt och vidare ner till purkinje- fibrerna som kontraherar kamrarna och blodet pumpas ut.

Henriksson och Rasmusson beskriver vidare att spridningen av elektriska impulser i hjärtat karak- teriserar elektrokardiogrammet som fås från EKG. EKG registrerar först P-vågen som representerar impulsspridning i förmaken, därefter kommer AV-fördröjningen som är området efter P-vågen till starten av Q-vågen. Från Q-vågens start till slutet av S-vågen representerar impulsspridningen i kam- rarna och QRS-komplexet, därefter sker ytterligare en fördröjning i kurvan för att ingen spridning av impulsen sker. Slutligen repolariseras kamrarna vilket representeras utav T-vågen i elektrokardio- grammet. P-vågen, QRS-komplexet och T-vågen kan ses i figur (Se figur 1).

Figur 1: Definitionen av ett elektrokardiogram. Kurvan innehåller fem segment av intresse, depolarise- ring av förmakerna som definieras som P-vågen, QRS-komplex som visar kamrarnas depolarisering, T-vågen som repolarisering av kamrarna och vidare beskrivs från S-vågen följt av en paus av noll potential och T-vågen som ST-intervall [10].

Hjärtats pumpfunktion driver blodtrycket som är kopplat till blodflödet i kroppen. En metod för mät- ning av puls i finger är FPG och går huvudsakligen ut på att man mäter variationerna i blodvolymen som är relaterat till hudblodflödet som förekommer med varje hjärtslag [11, 12]. FPG använder en sensor, exempelvis TCRT1010, som sänder ut infrarött ljus som sprids i vävnaden, där en del av ljuset absorberas och en del reflekteras [4, 13]. Det reflekterade ljusets intensitet detekteras av en fotoelekt- risk cell i sensorn som omvandlar ljuset till likspänning [4]. Ljusets intensitet varierar med pulsationer som har grundläggande frekvens kring 1 Hz [4, 12], och skapar en pulskurva som kan ses i figur 2.

Pulskurvan kan delas in i två separata delar kallade anakrotiska (uppstegringsfasen av pulsen) och katakrotiska (nedåtstegring av pulsen) [12] (Se figur 2a). Den första fasen utgörs främst av det sy- stoliska trycket som är det högsta trycket som uppkommer vid hjärtats sammandragningar, och andra fasen av det diastoliska trycket som är det lägsta trycket som uppkommer vid hjärtats utvidgning och vågreflektioner från periferin. Man kan även i den katakrotiska fasen utläsa dicrotic notch, som repre- senterar stängingen av aortaklaffen och som leder till tryckökning i de perifera kärlen (Se Figur 2b) [12, 14].

(a) Pulskurva med utmärkta faser. (b) Pulskurva med utmärkta områden.

Figur 2: FPG-kurva från mätning av fingertopp (Inspiration från [11, 14]). I vänstra figuren a) ses anakrotiska (uppstegningsfasen) och katakrotisk (nedstegningsfasen) av pulsen. Till höger i figur b) tydliggörs viktiga punkter av tryck, där toppen av kurvan representerar det systoliska trycket, bot- ten av det diastoliska trycket och dicrotic notch av tryckökningen som uppkommer av aortaklaffens stängning.

2.2 Teknik

För att kunna undersöka tidigare beskrivna fysiologiska parametrar från hjärtat behövs sensorer för upptagning och bearbetning av signalen. De elektriska impulser som kännetecknar elektrokardiogram kräver elektroder fästa på huden, medan pulsen i fingret kan mätas med användandet av FPT-sensorn TCRT1010. Dessa signaler innehåller mycket brus och ligger i storleksordningen mV, vilket kräver förstärkning och filtrering för kunna urskilja tydlig signal. Nedan följer beskrivningar av de kompo- nenter och filtreringstekniker som används för analog signalbehandling och de brus och artefakter som har störst påverkan på signalerna beskrivna ovan.

Två förstärkare av intresse för förstärkning av signal och uppbyggnad av filter är LM741 och INA128.

Båda förstärkarna har två ingångar, en för positiv och en för negativ matningsspänning och förstär- karnas utseende kan ses i figur 3. INA128 är en differentialförstärkare som används för att förstärka spänningsskillnader mellan ingångarna och förstärkningen, även kallat Gain, av signalen kan beräknas med ekvationen (1). INA128 är en förstärkare som har hög Common Mode Rejection Ratio (CMRR) [15], vilket innebär att förstärkaren har hög förmåga att förstärka spänningsskillnader mellan ingång- arna och eliminera Common Mode-spänning. Denna spänning är signaler som kommer till ingångarna med lika fas och amplitud [2]. En annan egenskap hos INA128 är dess låga offsetspänning på max- imalt 50 µV [15], som är den spänning operationsförstärkaren alstrar då ingen inspänning matas in i förstärkaren [16]. Förstärkaren LM741 beskrivs av Molin (2014) [16] som en operationsförstärkare med en genomsnittlig offsetspänning på 1 mV och maximal offsetspänning på 5 mV.

Gain= 1 +50kΩ

Rg (1)

Figur 3: Figuren visar en förstärkare och dess utformning. Man placerar in -V i pin 4, och +V i pin 7.

Molin beskriver vidare att förstärkare och komponenter som resistorer och kondensatorer kan kom- bineras för att skapa olika aktiva analoga filter, och fyra av dessa filter beskrivs nedan. Analoga filter användas för att sortera bort frekvenser, under eller över skärningsfrekvensen, där den eftersökta sig- nalen inte befinner sig och där brus påverkar signalen av intresse. Skärningsfrekvensen, f, för olika filter beräknas med ekvation 2.

f = 1

(2πRC)[Hz] (2)

Analoga filter av intresse är lågpassfilter, högpassfilter, bandpassfilter och notch-filter. Lågpassfilter tillåter låga frekvenser passera, från 0 Hz upp till skärningsfrekvensen och attenuerar signalerna över denna. Högpassfilter tillåter höga frekvenser att passera och låga frekvenser elimineras. Bandpassfilter och notch-filter byggs upp med kombination av ett lågpassfilter och ett högpassfilter som tillsammans

skapar ett frekvensband som tillåts passera. I notch-filtret kommer skärningsfrekvensen för högpass- filtret att vara lite lägre än lågpassfiltret, vilket medför att man eliminerar ett visst specifikt område, exempelvis runt 50 Hz. I bandpassfiltret kommer skärningsfrekvensen för lågpassfiltret vara högre än högpassfiltret, vilket släpper igenom signaler mellan övre och undre skärningsfrekvensen. Den övre skärningsfrekvenser kommer från lågpassfiltret och den undre från högpassfiltret. Filtrens attenuering av signaler över ett frekvensområde kan ses i figur 4 med filter uppbyggda av en skärningsfrekvens i figurerna 4a och 4b medan filter uppbyggda av dessa ses i figurerna 4c samt 4d. Vidare beskrivs att första ordningens filter attenuerar signalen med 20 dB/dekad, medan högre ordningens filter, som ska- pas av upprepning av filtret efter varandra, ökar attenueringen med en faktor 2^x−1, där x representerar ordningens nummer. Detta inför dock instabilare signalhantering och behöver därför avvägas om det är nödvändigt med högre ordningar på denna bekostnad.

(a) Frekvenskaraktäristik för högpassfilter. (b) Frekvenskaraktäristik för lågpassfilter

(c) Frekvenskaraktäristik för bandpassfilter. (d) Frekvenskaraktäristik för notch-filter.

Figur 4: Attenuering av signal över frekvensband där de två övre figurerna, a)-b), representerar första ordningens högpassfilter respektive lågpassfilter. De två undre figurerna visar kombinationer av de övre för att bilda ett bandpassfilter, c), och ett notch-filter, d), för att antingen tillåta respektive utesluta ett visst frekvensområde.

Analog signalbehandling handlar mycket om att veta inom vilket frekvensområde viktig information fås. Vid EKG-mätning erhålls klinisk signifikant information av intresse från frekvensen 0 Hz upp till 150 Hz, men analog filtrering av låga frekvenser kräver en skärningsfrekvens på 0.05 Hz, för att undvika förvrängning av ST-segment [10, 17]. De olika segmenten i EKG-kurvan erhåller information vid olika frekvenser där frekvensbandet för T-vågen ligger huvudsakligen inom ett område från 0-10 Hz, P-vågen kring 5-30 Hz och QRS-komplex kring 8-50 Hz [18].

Denna avledningsteknik kallas bipolära extremitetsavledningar och delas in i standardavledningar 1,2 och 3 (Se figur 5). Avledning 1 är vänster arm mot höger arm, avledning 2 är höger ben mot vänster arm och avledning 3 är höger ben mot vänster arm (Se figur 5).

Figur 5: Figur över standardavledningar för registrering av EKG-signalen. Ytelektroderna fästs på vänster och höger arm för signalupptagning samt på höger ben som referenspunkt och jord [10].

Den uppmätta EKG-signalen som erhålls av standardavledningsystemet innehåller artefakter beskriv- na av Gupta, Mitra & Bera (2014) som genereras av människokroppen och andra icke-fysiologiska ursprung [10]. En artefakt med härkomst från människokroppen är musklernas aktivitet som genereras av elektriska impulser och vars frekvens är på intervallet 5-1000 Hz. En annan störning är extremitets- rörelser som skapar störningar på 1-10 Hz. Vidare beskrivs att lungvolymen under andningsprocessen förändrar impedansen mellan hjärtmuskeln och elektroden, som kan ge lågfrekventa störningar kring 0.15-0.3 Hz. Gupta et al. beskriver också uppkommna störningar från elektroder och kablar, där elek- troder skapar störningar om de inte är nya, eller om kontakten mellan elektroderna och kablarna sitter löst. Kabelstörningar skapas genom interferens mellan kablar eller elektromagnetiska fält från kringliggande apparater och skapar störningar kring 50 Hz. Vid mätning av fingerpuls uppkommer rörelseartefakter kring 0.1 Hz och signifikant information fås mellan 0.5 - 7 Hz [11, 20, 21]

Frånsett artefakter finns det även mängder av brus att ta i beaktande när man arbetar med analoga signaler. Molin (2014) beskriver att ett av dessa är vitt brus, som alltid finns i motstånd och ledare, och som uppkommer av laddningarnas värmerörelse [16]. Vidare beskrivs vitt brus som ett konstant brus över alla frekvenser med samma intensitet som därför gör det svårt att eliminera. Ett annat brus av intresse är 1/f-bruset som varierar med frekvensen, där sänkning av frekvens medför en ökad intensitet på bruset. Operationsförstärkare alstrar båda dessa brus.

Variationer av kretsdragning

Molin beskriver också om två sätt att koppla en krets på, där en är på ett så kallat kopplingsdäck som är mer tänkt för prototyper där inga komponenter är fastlödda och fjädrade kontakter med metall-

ledningar är dragna i ett rutnät för att lätt kunna ändra kretsdesignen och byta komponenter [16]. Det andra alternativet som tas upp är mönsterkort, även kallat kretskort eller PCB (Printed Circuit Board), som är mer tänkt för slutgiltiga produkten och innehåller fastlödda komponenter, mindre storlek och har kopparledningar i mönster efter den specifika kretsen istället för rutnät metall-ledningar samt möjligheten av flera lager för mer kompaktare design. Mönsterkort har också möjligheten att använda hålmonterade eller ytmonterade komponenter, medan kopplingsdäcket endast använder hålmonterade.

3 Metod

I detta arbete har två kretsar för EKG och fingerpuls utvecklats där arbetet utgått från material från uppdragsgivaren Mannan Mridhas kurs HL1203 på KTH, som även studenterna läst (Se bilaga 1).

Utifrån dessa har utveckling av kretsarna skett för optimering av signal genom ändring av tidigare filtrering och antal komponenter för målsuppfyllande resultat, samt framtagning av kretskort och full- ständig prototyp innefattande behållare av kretskortet, batterier och uttag för signaler. Projekt delades upp i tre olika steg där det första steget gick ut på att utveckla kretsar för EKG och fingerpulsmät- ning på kopplingsdäck tills en måluppfyllande signal erhölls, den andra av att designa och skapa ett kretskort innehållande dessa två kretsar. Det tredje och slutgiltiga steget innefattade lödning av fram- taget kretskort, konstruerande av prototypen och jämförelse mellan signal från kopplingsdäck och kretskort samt bekräftelse av denna signal med uppdragsgivare.

3.1 Kretsschema

Blockscheman som ses nedan visar uppbyggnadern för utgångskretsarna och det som utvecklingen av kretsarna utgått ifrån för skapande av de båda kretsarna (Se figur 6). Vad som är värt att notera är att signalen blir inverterad genom användandet av bandpassfiltret i EKG-kretsen, vilket är en sak som arbetet kommer att ändra på för att få en icke inverterad signal. Olika typer av skärningsfrekvenser och uppbyggnad av filter gjordes för att uppnå tydligast signal. Samtliga filter skapades som aktiva filter med resistorer, kondensatorer och förstärkare där filtrens skärningsfrekvens beräknades genom ekvation 2 och dess förstärkning genom ekvation 1.

(a) Blockschema för uppdragsgivarens fingerpulskretsen.

(b) Blockschema för uppdragsgivarens EKG-krets.

Figur 6: Blockscheman för uppdragsgivarens a) fingerpulskrets och b) EKG-krets där signalhante- ringen sker från vänster till höger där signalen filtreras i de olika filtren och förstärks. Frekvenser givna är skärningsfrekvenser för respektive filter.

3.2 Design av kretskort

Det andra steget gick ut på att designa ett mönsterkort av kretsarna med programmet Eagle (Auto- desk, USA, Eagle, 9.4.2) utifrån kretsschemat erhållet från ovanstående sektion. Komponenter som användes för att få fram kretsschemat var samma som skulle användas i mönsterkortet, och därför designades det med bibliotek innehållande mönster för komponenter som hålmonteras och som fanns tillgängligt från uppdragsgivaren. Designen skapades utifrån en guide för nybörjare inom kretskorts- design från företaget bakom Eagle [22]. För att designa ett kretskort behövde man först skapa ett kretsschema som sedan överfördes till ett tomt kretskort, där samtliga komponenter placerades ut och

kopplades samman utan att kopplingarna korsade varandra. Ett sätt för att undvika korsande koppling- ar var att använda flera kopplingslager. Det slutgiltiga kretskortsschemat skickades sedan till företaget Cogra Pro AB för framtagning av kretskortet.

3.3 Slutgiltig prototyp

Tredje och sista steget innefattades av lödning av framställt kretskort med dess komponenter samt ihopsättning av låda med kretskort, uttag, batterier och strömbrytare för att skapa den kompletta pro- totypen för testning. Lådan utrustades även med en ljusdiod för strömbrytaren. Detta steg avslutades med att kontrollera att prototypen fungerade och jämförelse av utsignal med typiskt signalutseende och signalen erhållen från första steget. För optiska sensorn trycktes den mot pekfingret med ett lätt tryck tills en godtycklig signalutseende erhölls, medan tre elektroder fästa genom standardavledning- en användes för erhållning av insignalen till EKG-kretsen (Se figur 5).

4 Resultat

I detta avsnitt beskrivs resultatet som erhölls från de tre stegen tidigare beskrivna i metodkapitlet.

Dessa kommer innehålla beskrivningar av kretsen som utvecklades samt signalen som fås från ett kopplingsdäck, mönsterkortet som designades och prototypens utformning och innehåll. Det kommer även innehålla en beskrivning av kostnaden av prototypen.

4.1 Kretsschema

De slutgitliga kretsscheman kan ses nedan med samtliga komponentvärden (Se figur 7). Den slutgilti- ga fingerpulskretsen kopplades med optiska sensorns fyra utgångar på samma sätt som utgångskretsen (Se bilaga 1) och insignalen följdes av ett högpassfilter, följt av en förstärkning och ett lågpassfilter.

Signalen förstärktes på nytt och signalbehandlingen avslutades med ännu ett lågpassfilter. För den slutgiltiga EKG-kretsen förstärktes först signalerna från standardavledningsssystemet följt av ett hög- passfilter som efterföljdes av ytterligare en förstärkning och sedan en andra gradens lågpassfilter.

Slutligen förstärktes signalen igen och filtrerades med ett notch-filter som avslutning för signalbe- handlingen. Kretsarna förstärktes med användandet av förstärkaren INA128P som även byggde upp de aktiva filter och förstärkaren LM741 användes för att bygga upp notch-filtret. Ett blockschema över dessa kretsar finns beläget nedan med skärningsfrekvenser och förstärkningar (Se figur 8). Den totala förstärkningen för varje krets ligger på 15.6 dB för fingerpulskretsen och 25.6 dB för EKG-kretsen.

Samtliga filter som användes var av första ordningen förutom lågpassfiltret i EKG kretsen, beteck- nat med LP₃ i figur 8b, som är av ordning två. Detta ficks genom att koppla två likadana filter efter varandra utan förstärkare mellan filtren. Notch-filtret skapades med inspiration från Electronics-notes [24] och utgjordes av den enda LM741 i EKG-kretsen tillsammans med kondensatorer och motstånd.

(a) Kretsschema för fingerpulskretsen.

(b) Kretsschema för EKG-kretsen.

Figur 7: Slutgiltiga kretsscheman för a) fingerpulskretsen och b) EKG-kretsen där signalen filtreras och förstärks från vänster till höger där V₀ representerar utsignalen i a) medan V₁ representerar ut- signalen i b) kretsen. Samtliga värden för motstånd och kondensatorer samt förstärkares namn finns med samt förkortningarna OPTO i a) som representerar den optiska sensorn, +V samt -V represente- rar matningsspänningen som i detta arbete kommer från två stycken 9 V batterier, samt representeras höger arm av RA (right arm), vänster arm av LA (left arm) och slutligen höger ben av RL (right leg).

(a) Blockschema för fingerpulskretsen.

(b) Blockschema för EKG-kretsen.

Figur 8: Blockscheman för a) fingerpulskretsen och b) EKG-kretsen med där signalhanteringen sker från vänster till höger där signalen filtreras i de olika filtren och förstärks i olika stadier. Under varje filter finns en förkortning av filternamnet med skärningsfrekvensen och under varje förstärkning finns

oscilloskop (Se figur 12). Samtliga områden av intresse för både fingerpulskretsen och EKG-kretsen kunde urskiljas genom denna uppsättning.

(a) Signal från fingerpulskretsen. (b) Signal från EKG-kretsen.

Figur 9: Signalen erhållen från kretsarna kopplade på kopplingsdäck och spänningsförsörjda med 9 V likströmsaggregat. Samtliga områden av intresse för fingerpulskretsens signal, som anakrotiska och katakrotiska fasen, systoliska och diastoliska trycken samt dicrotic notch kan urskiljas i a). Likaså kan i b) segment och områden av intresse urskiljas i EKG-kretsens signal, som P-vågen, QRS-komplexet och T-vågen.

4.2 Design av kretskort

Slutgiltiga storleken av kretskortet blev 82.55x71.12 mm och kortet fick två lager för kretsarna med ett jordplan mellan dessa. Kretskortet kan ses nedan i figur 10 med namn för komponentvärden för motstånd och kondensatorer samt är förstärkarna och ut- och ingångar namngivna. De tjockare led- ningarna i figuren leder matningsspänning på +9 eller -9 V medan de tunnare ledningarna leder signa- ler. De röda ledningarna betecknar att de är dragna på ovansidan, lager 1, medan de blåa ledningarna är dragna på undersidan, lager 2. De gröna cirklarna som ses är hål igenom kretskortet.

Figur 10: Kretskort med fingerpulskretsen på högra halvan och EKG-kretsen på vänstra halvan. Ut- gångar för signalerna sitter uppe i högra hörnet och i nedre delen finns ingångar för strömförsörjning betecknade med 9V, samt beteckandes ingångarna för EKG-kretsen med RA, LA samt RL för Right Arm, Left Arm och Right Leg. Optosensorns, TCRT1010, ingångar placerades i mitten på höger sida med fyra pins. Beteckningen GND står för punkter kopplade till kretskortets jord, liksom står EKG och OPTO för utsignalshålen för respektive krets. I kanterna är fyra stycken hål placerade för att kun- na sätta fast kretskortet i prototypen. De röda ledningarna är dragna på ovansidan medan de blåa är dragna på undersidan. Samtliga gröna cirklar innebär hål i kretskortet.

4.3 Slutlig prototyp

Den slutgiltiga behållaren blev en plastlåda med måtten 120x80x59 mm och utrustades med en ström- brytare för de båda kretsarna med en ljusdiod som lyser om någon av kretsarna får ström (Se figur

oscilloskop, en för vardera krets, fästes på motsatta kortsida om batterierna ovan kretskortet (Se figur 11b). Intagen för EKG med dess tre 4 mm i omkrets labbkablar fästes på motsatta sida från ström- brytaren och ljusdioden, tillsammans med optosensorn som fästes genom en fyra-pins hankontakt till lådans honkontakt (Se figur 11d). På kretskortet löddes samtliga komponenter och kablar fast, med IC-socklar som löddes på förstärkarna plats på kretskortet och som förstärkarna sedan fästes i (Se figur 11a).

(a) Prototypen sedd från ovan utan lock. (b) Prototypen sedd framifrån.

(c) Prototypen sedd från vänster sida. (d) Prototypen sedd från höger sida.

Figur 11: Prototypens sedd uppifrån med avtaget lock kan ses i den övre vänstra figuren a), medan behållarens tre sidor med utstickande partier kan ses i b)-d). Den övre, vänstra figuren a) visar det färdiga kretskortet fastsatt i behållarens inre stolpar samt två 9 V batterier i batterihållaren, som sitter fast med skårorna i sidorna av behållaren, till vänster i figuren med avtagbara kontakter fastsatta i kretskortet och switchen. Den övre, högra figuren b), visar behållarens två BNC uttag för signalut- skick till oscilloskop och figurerna under, c) och d), visar för c) switchen för de båda kretsarna samt en ljusdiod som lyser om switchen är ställd åt något håll. Figuren d), till höger om c), visar uttag för fing- erpulskretsen till höger i figuren med en 4-polig kontakt och till vänster i figuren ses tre labbhylsuttag för EKG-kretsen.

Den signal som slutligen erhölls från prototypen kan ses nedan (Se figur 12). De viktiga parametrarna för fingerpulskretsens signal kan urskiljas som den anakrotiska fasen, katakrotiska fasen samt dicrotic notch som alla tre kan ses i figur 12a. Likaså kan parametrarna av intresse urskiljas från för EKG- kretsen från figur 12b som P-vågen, QRS-komplexet, ST-segmentet samt T-vågen.

(a) Signal från fingerpulskretsen (b) Signal från EKG-kretsen

Figur 12: Signalen erhållen från båda kretsarna från den slutgiltiga prototypen strömförsörjd med två 9 V batterier. Samtliga områden av intresse för fingerpulskretsens signal, som anakrotiska och katakrotiska fasen, systolika och diastoliska trycken samt dicrotic notch kan urskiljas i a). Likaså kan i b) segment och områden av intresse urskiljas i EKG-kretsens signal, som P-vågen, QRS-komplexet och T-vågen.

4.4 Kostnad

Den totala kostnaden för hela projektets delar blev 1815.5 SEK och samtliga komponenters styck- priser finns i Bilaga 3. Ett stort bidrag till priset är dels användingen av fem stycken INA128P som kostar 95 SEK/styck samt kretskortet som beställdes i tre exemplar vilket gav den höga kostnaden på 763 SEK/styck. Viktigt att nämna är att grundkostnaden hos tillverkaren var 800 SEK oavsett antal beställda kretskort med ett minskade styckpris per kretskort med ökande storlek på beställningen.

5 Diskussion

I detta avsnitt kommer det först diskuteras kring resultatet från alla tre steg som genomförts i arbetet och prototypens för- och nackdelar. Detta fortskrider i vad som hade kunnat förbättras om det hade funnits mer tid eller om tillgång till annat material hade funnits. Under arbetets gång har en del misslyckande försök genomförts som sammanfattats i bilaga 2, men som ändå är värda att ta upp.

Kretsschema

Prototypen innehåller ett kretskort som är uppbyggt för att mäta pulsen i fingret och hjärtats elektris- ka impulser med EKG, där de olika filterna testades på ett kopplingsdäck. Från start utgick vi som tidigare sagt från kretsarna i bilaga 1. I utgångskretsen för fingerpulskretsen (Se Bilaga 1, figur 1) är sensorn kopplad till två parallella resistorer på 470 Ohm som vidare är kopplade till den positiva matningsspänningen, för att sensorn inte ska bli för varm och skadas. Signalen som sensorn genererar fortskrider sedan genom ett högpassfilter med skärningsfrekvens 0.72 Hz och på slutet ett lågpassfilter på 73 Hz. Men då lågpassfiltret har en skärningsfrekvens på 73 Hz tillkommer brus som exempelvis kabelstörningar på 50 Hz och då signalen som berör hjärtslag inte behöver tillåta frekvenser över 7 Hz bör de tas bort, vilket vårt slutliga kretsschema gör. Det slutgiltiga kretsschemat släpper igenom signaler mellan 0.72 Hz till 7.1 Hz med hjälp av ett högpassfilter och två lågpassfilter (Se figur 8a).

Första lågpassfiltret har skärningsfrekvensen 36 Hz och andra lågpassfiltret har skärningsfrekvensen 7.1 Hz, för att minska på brus över 7 Hz. Anledningen till att vi använder två lågpassfilter istället för ett lågpassfilter med skärningsfrekvensen 7.1 Hz är för att fördubbla attenueringen till 40 dB/dekad av frekvenser efter 36 Hz och frekvenser mellan 7.1 - 36 Hz attenueras med 20 dB/dekad, vilket reducerar mer brus än om vi endast skulle använt ett lågpassfilter på 7.1 Hz. Likaså tillför inte två lågpassfilter någon märkvärd extra kostnad eller utrymme på kretskortet då det ändå behövs två förstärkare för att förstärka signalen. Före de två lågpassfiltren finns ett högpassfilter på 0.72 Hz för att eliminera en del 1/f- och vitt brus samt likströmsbrus. Däremot elimineras enligt teorin signifikant information mellan 0.5 Hz till 0.72 Hz, men brist på resistorer i rätt värde gjorde att skärningsfrekvensen blev 0.72 Hz vilket fortfarande gav ett förväntat resultat enligt tidigare beskrivningar. I bilaga 2 visas tester gjorda för att verifiera frekvensområdet som valts och signalens utseende utanför detta frekvensområde.

Som tidigare nämnt utgick vi också från en EKG-krets (Se Bilaga 1, figur 2). I utgångskretsen finns två förstärkare, en INA128P som används för att ta in signalen från elektroderna och förstärka den, och en LM741, som används för att skapa ett inverterande bandpassfilter som släpper igenom fre- kvenser mellan 0.16 - 36 Hz. Detta bandpassfilter utesluter klinisk information för QRS-komplexet, då den signalen innehåller frekvenser upp till 50 Hz. Projektets slutgiltiga krets som kan ses i figur 7b innehåller tre INA128P och en LM741 för att förstärka signalerna samt bygga upp ett hög- och lågpassfilter som släpper igenom frekvensspannet 0.67 - 54 Hz, samt ett notch-filter som stoppar sig- naler kring 48.9 Hz. De olika filtren har skärningsfrekvensarna 0.67 Hz för högpassfiltret, 54 Hz för lågpassfiltret och 48.9 Hz för notch-filtret (Se figur 8b). Val av skärningsfrekvenser på filtrena baseras på att signifikant information fås mellan 0 - 150 Hz [10, 17], men en skärningsfrekvens på 150 Hz medförde för mycket brus. Detta medförde att vi sänkte lågpassfiltrets skärningsfrekvens till 54 Hz, vilket minskade bruset och signalen liknade utseendet enligt teorin (Se figur 1). Högpassfiltrets skär- ningsfrekvens sattes på 0.67 Hz för att signalen var för brusig under 0.67 Hz. Enligt källorna [10, 17]

krävdes det att analog filtrering går ner till frekvenser på 0.05 Hz för att undvika förvrängning på ST-intervallet, men istället valdes det att prioritera en signal med mindre brus och denna förvrängning togs ej i beaktande. Signalen som passerar utgången ligger alltså inom frekvensbandet 0.67 - 54 Hz förutom frekvenser runt 49 Hz, då notchfiltret eliminerar dessa frekvenser för att reducera kabelstör- ningar kring 50 Hz.

Design av kretskort

Det slutgiltiga kretsschemat för EKG- och fingerpulsmätning designades på ett kretskort (Se figur 10).

Designen är uppbyggd med EKG-kretsen på vänster sida och fingerpulskretsen på höger sida, med pins för utsignalerna för EKG-och fingerpulskretsen uppe i högra hörnet. De pins som sitter i nedre vänstra hörnet är blandade med outputs från matningsströmmarna och signaler från extremiteterna vilket gjorde att sladdarna var tvungna att dras nära varandra som kan ha resulterat i brus som ej tagits i beaktande. Det som bör justeras i framtida arbeten är att placera output för ström och outputs från extremiteterna för sig för att säkerställa att inget sådant brus kan uppkomma. Ytterligare en faktor som kan medföra extra brus är att kondensatorerna som sitter mellan INA128P nummer 1 och 3 i EKG-kretsen (Se figur 10) är placerade nästan på varandra som kan göra att signalerna stör varandra.

Ett problem som stöttes på i arbetets sista fas var när komponenterna löddes fast i kretskortet, och en svårighet uppstod med den optiska sensorns design i Eagle (Se figur 10). Designen av den från Eagle är fyra pins som sitter tätt vilket ökar svårigheten att löda fast kablarna från 4-pols honkontakten in i varsin pin, utan att ledningarna skulle ligga mot varandra och störa. En idé för framtida förbättringar är att placera fyra stycken egna pins med större mellanrum mellan varandra istället för denna design från det bibliotek i Eagle som användes. Ett ytterligare tips är att designa kretskortets storlek utifrån givna mått istället för att som i detta arbete letat efter en plastlåda som skulle få plats med både batterier och kretskort på ett bra sätt. Lyckligtvis hittades en sådan låda som passade bra med måtten som kretskortet designats med.

Anledningen till varför hålmonterade komponenter användes på kretskortet istället för ytmonterade, som tar mindre plats och är billigare, är för att hålmonterade är enklare att löda och var tillgängliga från uppdragsgivaren. Storleken på kretskortet hade kunnat minskat, vilket hade varit fördelaktigt för ett billigare pris och mindre låda, om ytmonterade komponenter hade använts. Däremot underlättar hålmonterade komponenter användning av jord då endast ett jordplan behöver användas. För ytmon- terade komponenter som behöver jordas krävs det att precis som för signal och spänningsledningar att en jordledning dras till alla dessa komponenter, vilket försvårar utformningen av kretskortet och medförande av brus kan tillkomma. På grund av detta valdes därför också hålmonterade då kunska- perna inom kretskortsdesign var minimal vid starten av arbetet. För framtida arbeten rekommenderas dock ytmonterade före hålmonterade om tid finns för en bra kretskortsdesign.

Produktutvärdering

Prototypens hölje kan ses i figur (11c, 11d, 11b) och valet av plast som material för behållaren gjordes för att det var det billigaste alternativet och väger mindre än om det vore gjort av metall, och då störningar minimeras för kablarna om de ligger mot höljet om det är av plast än metall. Designen byggdes genom att kretskortet är upphöjt 3 cm med hjälp av metallpelare för att kunna applicera komponenter ovan och under kretskortet, vilket behövs för att få plats med alla komponenter i lådan och göra den kompakt. Det negativa med prototypen är att den tidigare nämnda användningen av två dioder kopplade från switchen till ljusdioden på behållarens sida är lödda utan krympslang, vilket är ett skyddande platshölje över lödningar, och är belagda löst hängande med resistorer lödda från switchen för att rätt ström skulle ges till ljusdioden. Men denna konstruktion skulle kunna förbättras genom att använda krympslang för att skydda lödningarna och sätta fast dessa i behållaren så att risken för att de förstörs eller stör andra delar i lådan minskar avsevärt. Från figur 11a ser man insidan av lådan med batterierna till vänster och kretskortet över större delen av lådan. Det går två kablar från batterikontakterna till kretskorten i mitten och de är direkt fästa i kretskortet, vilket kan medföra

användande. Likaså är inga av uttagen utrustade med skydd mot smuts och damm, något som kan medföra sämre signalöverföring över prototypens användningstid. Vid rapportens skrivande stund finns det ej markeringar på utsidan för vilket läge på switchen som motsvarar vilken krets som får ström, vilken BNC-kontakt som tillhör vilken krets och vilken av de tre labbhylsuttagen som tillhör RA, LA eller RL. En lösning vore att använda etiketter eller måla på för hand.

Signalen som åstadkoms från den slutgiltiga prototypen innehöll något mindre brus än vad som kopp- lingsdäcket gav (Se figur 9 och 12) men samtliga områden av intresse ses i båda. Anledningar till varför signalen i kretskortet innehåller mindre brus är dels för att ledningarna i kretskortet är korta och utgörs av kopparledningar, medan kopplingsdäckets signaler leds med metalledningar i botten av kopplingsdäcket och kablar över. Kontakterna för in- och utsignaler är också lödda i kretskort och kontakter, medan för kopplingsdäcket är de fästa i hängande kablar med krokodilklämmor. Utöver detta matades kopplingsdäcket med ett likspänningsaggregat medan kretskortet matades med batteri- er, vilket undviker störningar från vägguttag.

Det finns andra sätt att minska störningar som användare. Att raka platsen där elektroderna placeras minskar störningar då bättre kontakt med huden fås. Likaså kan man tvätta av området med alko- hol. Tanken var att elektroderna fästes på handlederna och ena benet ovan foten men fästning av handledselektroderna på bröstet skulle medföra mindre brus pga dess närhet till hjärtat då extreme- mitetrörelser och muskelaktivitet kan undvikas, och genom detta tillåta en högre skärningsfrekvens för lågpasset för EKG-kretsen och ge mer klinisk information. Detta övervägdes och beslutades att ej utgå ifrån då dels fördelarna av att på fält mäta EKG på handlederna är enklare och kan ge svar om besök till en klinik behövs, dels i respekt av den kultur eller religion som är på det tilltänkta an- vändningsområdet gör att detta val möjliggör en större grad av användning. Med den valda, mindre skärningsfrekvensen hos lågpassfiltret borde undersökningarna ge ett tillräckligt bra resultat oavsett vilket av sätten elektroderna placeras.

Ett portabelt oscilloskop valdes i detta arbete som visualiseringsmedel för signal men ursprungstanken var att istället använda en mikrokontroller som Arduino Uno kopplad till kretsarna och visa signalen på en mobilapplikation genom bluetooth för att uppnå en sladdlös slutprodukt. Denna idé valdes däremot bort då problem uppstod med upplösningen av signalen av den tillgängliga applikationen som fanns tillgänglig från ett annat projekt som pågick samtidigt. Diskussionen om detta kan läsas i bilaga 2.

Kostnader

I detta projekt, som i många andra projekt där en prototyp utvecklas, är enskilda kostnaden för pro- dukten större än för en liknande massproducerad produkt från en tillverkare. Samtliga komponenter som kan ses i bilaga 3 skulle kunna anta ett billigare pris vid större inköp. Men de största kostnaderna som skulle kunna minskas är dels kretskortet som nästan uppgår till hälften av kostnaderna och dels differentialförstärkarna INA128P som utgör ungefär en fjärdedel av kostnaderna. Kretskortets styck- kostnad hade kunnat minskat avsevärt med en större beställning, medan kostnaden för förstärkarna kunnat minskat om valet av annan förstärkare hade gjorts. Ett exempel på en sådan hade varit att an- vända INA828 från Texas Instrument, vilket är samma företaget som bakom INA128P. Denna kostar mindre än en tredjedel av priset men är ytmonterad och hade därför inte fungerat med det hålmonte- rade designvalet. Därav hade ytterligare kostnader kunnat sparats om en ytmonterad kretskortsdesign hade valts istället. Men IC-socklarna användes för enkelt byte av förstärkarna om någon skulle gå sönder vilket inte är tillgängligt för ytmonterade då dessa behöver löddas bort om de behöver bytas.

6 Slutsats

Den slutgiltiga prototypen framtagen i detta arbete har en god möjlighet att kunna användas i dess till- tänkta användningsområde, som är i utvecklingsländer, då dess simpla design med endast en switch, tydliga uttag för sladdar samt kompakta format gör den lätt att ta med för undersökningar. Likaså är batteribyten och byte av förstärkare om de skulle gå sönder enkelt att göra. Signalen som fås är också tydlig och möjliggör för vårdpersonal att identifiera de viktigaste områden av signalernas områden om vidare diagnostik behövs på en vårdanstalt.

7 Referenser

[1] B. A. Walker, A. H. Khandoker och J. Black, “Low cost ECG monitor for developing countri- es,"2009 International Conference on Intelligent Sensors, Sensor Networks and Information Pro- cessing (ISSNIP), Melbourne, VIC, 2009, pp. 195-199. Hämtad on: May. 22, 2019. [Online].

doi: 10.1109/ISSNIP.2009.5416759

[2] M. Halldin, “Reumatisk feber", Netdoktor, 2019. [Online]. Tillgänglig:

https://www.netdoktor.se/hjart-karlsjukdom/sjukdomar/reumatisk-feber/. [Hämtad: 20 May 2019].

[3] R. Laulkar och N. Daimiwal, “Acquisition of PPG signal for diagnosis of parameters related to heart,"2012 1st International Symposium on Physics and Technology of Sensors (ISPTS-1), Pu- ne, 2012, pp. 274-277. Hämtad on: May. 22, 2019. [Online]. doi: 10.1109/ISPTS.2012.6260945 [4] J. Nijboer, J. Dorlas och H. Mahieu, “Photoelectric plethysmography-some fundamental aspects of the reflection and transmission methods", Clinical Physics and Physiological Measurement, vol. 2, no. 3, pp. 205-215, 1981. Tillgänglig: https://iopscience.iop.org/article/10.1088/0143- 0815/2/3/004/meta. [Hämtad 14 May 2019].

[5] M. Mridha, U. Gazay, K. V. Aslani, H. Linder, A. Ravizza, och C. de Maria, “Development of Affordable and Reliable Diagnostic Tools to Record Vital Parameters for Improving Health Care in Low Resources Settings”, International Journal of Medical, Medicine and Health Sciences, vol. 11, no. 11, Oct. 2018.

[6] M. Mridha och M. Islam, “To improve patient care & safety of rural patients empowering the vil- lage doctors,” in the IFMBE Proceedings of EMBEC & NBC 2017.: EMBEC 2017, NBC 2017, June, 2017, Tampere, Finland, vol. 65, Hämtad on: May. 20, 2019. [Online]. doi: 10.1007/978- 981-10-5122-7_126

[7] O. O’Donnell, “Access to health care in developing countries: breaking down demand side bar- riers", Scielo, 2019. [Online]. Tillgänglig: http://www.scielo.br. [Hämtad: 20 May 2019].

[8] World Health Organization, Medical Devices: Managing the Mismatch: An Outcome of the Pri- ority Medical Devices Project. Geneva: World Health Organization, 2010.

[9] O. Henriksson och M. Rasmusson, Fysiologi - med relevant anatomi, 3rd ed. Johanneshov:

MTM, 2013, pp. 135-165.

[10] R. Gupta, M. Mitra och J. Bera, ECG acquisition and automated remote processing, 1st ed. New Delhi: Springer, 2014.

[11] M. Elgendi, “On the Analysis of Fingertip Photoplethysmogram Signals", Current Cardiology Reviews, vol. 8, no. 1, pp. 14-25, 2012. Tillgänglig:

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC3394104/. [Hämtad 13 May 2019].

[12] J. Allen, “Photoplethysmography and its application in clinical physiological measu- rement", Physiological Measurement, vol. 28, no. 3, pp. R1-R39, 2007. Tillgänglig:

https://iopscience.iop.org/article/10.1088/0967-3334/28/3/R01/meta. [Hämtad 13 May 2019].

[13] “Reflective Optical Sensor with Transistor Output", Vishay.com, 2019. [Online]. Tillgänglig:

https://www.vishay.com/docs/83752/tcrt1000.pdf. [Hämtad 13 May 2019].

[14] A. Yartsev, “Normal arterial line waveforms | Deranged Physiology", Derangedphysiolo- gy.com, 2019. [Online]. Tillgänglig: https://derangedphysiology.com/main/cicm-primary- exam/required-reading/cardiovascular-system/Chapter\percent207.6.0/normal-arterial-line- waveforms. [Hämtad: 14 May 2019].

[15] “INA128 (ACTIVE) Precision, 130-dB CMRR, 700-µA, Low-Power, Instrumentation Amplifi- er", Ti.com, 2019. [Online]. Tillgänglig: http://www.ti.com/product/INA128. [Hämtad: 13 May 2019].

[16] B. Molin, Analog elektronik. Johanneshov: MTM, 2014.

[17] P. Kligfield, L. Gettes och J. Bailey, “Recommendations for the standardization and interpre- tation of the electrocardiogram", Heart Rhythm, vol. 4, no. 3, pp. 413-419, 2007. Tillgänglig:

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/17349896. [Hämtad 13 May 2019].

[18] L. Tereshchenko och M. Josephson, “Frequency content and characteristics of ventricular conduction", Journal of Electrocardiology, vol. 48, no. 6, pp. 933-937, 2015. Tillgänglig:

https://www-sciencedirect-com.focus.lib.kth.se/science/article/pii/S0022073615002915. [Häm- tad 13 May 2019].

[19] P. Öberg, M. Lindén och B. Jacobson, Jacobsons Medicin och teknik, 5th ed. Johanneshov:

MTM, 2015.

[20] J. Moraes, M. Rocha, G. Vasconcelos, J. Vasconcelos Filho, V. de Albuquer- que och A. Alexandria, “Advances in Photopletysmography Signal Analysis for Biomedical Applications", Sensors, vol. 18, no. 6, p. 1894, 2018. Tillgänglig:

https://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/29890749. [Hämtad 14 June 2019].

[21] Gautham och Akshaya. Technique and Applications of Biofeedback in Photoplethysmography ( For the treatment of migraine ).” 2012. Tillgänglig: https://www.semanticscholar.org. [Hämtad 14 June 2019].

[22] S. Sattel, “Top 10 PCB Routing Tips for Beginners | EAGLE | Blog", Autodesk, 2019. [Online].

Tillgänglig: https://www.autodesk.com/products/eagle/blog/top-10-pcb-routing-tips-beginners/.

[Hämtad: 04 Jun 2019].

[23] Medistore, “Elektrokardiografi (EKG)”, Medistore.se, 2019. [Online]. Tillgänglig:

https://www.medistore.se/category.html/ekg-utrustningar. [Hämtad: 20- May- 2019].

[24] “Op Amp notch-filter | Active Filter Circuit | Electronics Notes", Electronics-notes.com, 2019. [Online]. Tillgänglig: https://www.electronics- notes.com/articles/analogue_circuits/operational-amplifier-op-amp/notch-filter-active-

circuit.php. [Hämtad: 17 May 2019].

Bilaga 1: Utgångskretsar från uppdragsgivare

Figur 1: Kretsschema för fingerpulskrets given av uppdragsgivare. Består av optosensorn TCRT1010 benämnd SENS i figuren och en INA128P som förstärkare uppe i högra hörnet. I mitten till höger betecknat med en fyra i en cirkel är utgångssignalen markerad.

Figur 2: Kretsschema för EKG-kretsen given av uppdragsgivare. Består av en förstärkande av insignal genom en INA128 förstärkare samt ett bandpass inkorporerat över en LM741 förstärkare. Utsignalen är betecknat som V₀₂.

Bilaga 2: Genomförda test på kretsarna

I de kommande stycken kommer det att diskuteras om de misslyckade försök vi genomförde med fingerpulskretsen. Därefter kommer det diskuteras om tanken från start med prototypen som var att koppla den till en applikation på en android-mobiltelefon men som misslyckades och varför det miss- lyckades.

Genomförda test under optosensorns kretstillverkning

Arbetet med fingerpulskretsen startades med att bekräfta att signifikant information fås upp till 7 Hz, genom att skapa filter som släppte igenom frekvenser mellan 8.8 Hz – 73 Hz, vilket enligt teorin skulle sovra bort all viktig information. Resultatet av testet kan se i figur 1 och stämde överens med teorin då signalens utseende inte är likt det sökta pulsutseendet (Se figurerna 2a,2b).

Figur 1: Figuren visar en signal där kretsen släpper igenom 8.8 Hz - 73 Hz vilket påvisar ett resultat där viktig information sovrats bort då utseendet avviker från det karaktäristiska utseendet och klinisk information inte kommer kunna tolkas ur denna bild.

Vidare prövades att sänka frekvensspannet till 1.3 Hz – 36 Hz. Det som åstadkoms kan ses i figur 2 och visar ett utslag som liknar pulsutseendet enligt teorin men kurvan förändras i storlek vilket kan tyda på att sensorn blir väldigt känslig vid dessa frekvenser och ingen stabil signal fås.

Figur 2: Figuren visar en signal mellan frekvensspannet 1.3 Hz – 36 Hz och visar enligt teori en

resistorer för tillfället för att komma upp till 4 Hz. Det som åstadkoms kan ses i figur 3 och visar att det sovras bort allt för mycket signaler för att signalen minskas i amplitud och vissa signaler avviker i utseende från det sökta pulssutsender (Se figurerna 2a,2b)). Det vi hade kunnat göra var att zoomat in och fått en tydligare signal, men då signalen minskar drastiskt i amplitud antog vi att för mycket information sovrades bort och ökade frekvensbandet upp till 7 Hz.

Figur 3: Figuren visar en signal mellan frekvensspannet 1.3 Hz – 3 Hz, vilket visar ett resultat av en pulsvåg med låg amplitud och vissa signaler avviker från det vi söker.

Misslyckat försök med att visa prototypens signaler i app i en android-mobiltelefon.

Grundtanken var att koppla ihop prototypen med en mikrokontroller, som exempelvis Arduino Uno, för att sedan genom bluetooth skicka signalerna till en app i en android-mobiltelefon för visualisering av båda signalerna. Appen skapades av två andra KTH studenter som deras kandidatexamensarbete och under samarbetets gång utfördes tester och problem uppstod. Det första problemet var att Arduino Uno endast kunde ta emot positiva signaler. I resultatdelen kan man se utslaget som våra slutgiltiga kretsar ger (Se figurerna 12a och 12b), dessa figurer visar ett utslag på den positiva- och negativa y- axeln, alltså att signalernas amplituder är över och under x-axeln. Detta kunde däremot lösas genom att använda en offset-spänning på 3.3 V från Arduino Uno för att höja upp signalernas värden till endast positiva. Visualiseringen av fingerpulskretsens signal såg bra ut på applikationen och efterliknade det vi enligt teori sökte, men problemet uppstod vid detektering av EKG-signalerna. Det som visades var många olika signaler där ungefär var tionde signal såg bra ut och de andra var helt oregelbundna med fler än tre toppar per signal. Det som diskuterades var att signalerna visades för tätt för att kunna se segmenten tydligt nog, samt som Arduino Uno ibland hoppade över vissa signaler, vilket i så fall betyder att Arduino Uno tar upp bakgrundsbrus som visas i applikationen. De test som genomfördes hädanefter var att öka och minska samplingstiden men det gav liknande resultat. Då tiden rann ut beslutade den gruppen att ej fortsätta lösa problemet och därför gick detta arbetet mot användning av ett portabelt oscilloskop och ingen Arduino eller offset-spänning användes.

Bilaga 3: Komponenter med kostnad

Figur 1: Tabeller med kostnader för hela projektet.

TRITA CBH-GRU-2019:099

www.kth.se