T.C.

KARADENİZ TEKNİK ÜNİVERSİTESİ

MÜHENDİSLİK FAKÜLTESİ

ELEKTRİK-ELEKTRONİK MÜH. BÖLÜMÜ

EKG SİNYALLERİNİN BLUETOOTH

İLE İLETİLMESİ

238314 AYDIN KONUK

Yrd. Doç. Dr. ÖNDER AYDEMİR

MAYIS, 2014

TRABZON

T.C.

KARADENİZ TEKNİK ÜNİVERSİTESİ

MÜHENDİSLİK FAKÜLTESİ

ELEKTRİK-ELEKTRONİK MÜH. BÖLÜMÜ

EKG SİNYALLERİNİN BLUETOOTH

İLE İLETİLMESİ

238314 AYDIN KONUK

Yrd. Doç. Dr. ÖNDER AYDEMİR

MAYIS, 2014

TRABZON

BİTİRME PROJESİ ONAY FORMU

Aydın KONUK tarafından Yrd. Doç. Dr. Önder AYDEMİR yönetiminde hazırlanan “EKG

Sinyallerinin Bluetooth İle İletilmesi” başlıklı lisans bitirme projesi tarafımızdan incelenmiş,

kapsamı ve niteliği açısından bir Lisans Bitirme Projesi olarak kabul edilmiştir.

Danışman: Yrd. Doç. Dr. Önder AYDEMİR …………………………….

Jüri Üyesi 1: Prof. Dr. Temel KAYIKÇIOĞLU …………………………….

Jüri Üyesi 2: Prof. Dr. Ali GANGAL …………………………….

Bölüm Başkanı: Prof. Dr. İsmail H. ALTAŞ ……………………………

III

ÖNSÖZ

Bu proje, kalpte meydana gelebilecek problemleri teşhis etmede kullanılan EKG cihazının

çeşitli kullanım zorluklarını ortadan kaldırmak, maliyetini düşürmek ve enerji tüketimini

azaltmak için önerilmiştir.

Bu projenin hazırlanmasında yardımcı olan kıymetli hocam Sayın Yrd. Doç. Dr. Önder

AYDEMİR’e teşekkür ederim. Ayrıca ‘2241-A- Sanayi Odaklı Lisans Bitirme Tezi Destekleme

Programı’ burs programı adı altında projemi destekleyen Sayın TÜBİTAK yetkililerine, bunun

yanında çalışmamı destekleyen Elektrik- Elektronik Bölüm Başkanlığı’na içten teşekkürlerimi

sunarım.

Ayrıca çalışmalarım boyunca bana sürekli destek olan arkadaşlarım Sayın Öznur BAK’a,

Sayın Kadir ÖZEN’e, Sayın Yükselen PINAR’a ve hayatım boyunca her konuda benden maddi

ve manevi desteğini esirgemeyen aileme saygı ve sevgilerimi sunarım.

Mayıs 2014

Aydın KONUK

IV

İÇİNDEKİLER

Lisans Bitirme Projesi Onay Formu II Önsöz III İçindekiler IV Özet VI Semboller Ve Kısaltmalar VII

1. Giriş 1 1.1. Tarihsel Gelişim 1 1.1.1. Elektrokardiyografi ve Gelişimi 1 1.1.2. Bluetooth ve Gelişimi 4 1.2. Literatür Taraması 5 1.3. Malzeme/Teçhizat 6

2. Teorik Altyapı 8

2.1. Kalp 8

2.2. Kalbin Katmanları 9

2.2.1. Dış Tabaka (Pericardium veya Epicardium) 9

2.2.2. Orta Tabaka (Mycardium) 9

2.2.3. İç Tabaka (Endocardium) 9

2.3. Kalbin Uyarı ve Elektriksel İletimi 9

2.3.1. Sinoatrial (SA) Düğüm 10

2.3.2. Atriovektürel (AV) Düğüm 10

2.3.3. His Demeti ve Kolları 10

2.3.4. Purkinje Lifleri 10

2.4. Elektrokardiyogram’ın Özellikleri 10

2.4.1. Depolarizasyon ve Repolarizasyon Dalgaları 13

2.4.2. Elektrokardiyogram Derivasyonları 13

2.4.2.1. Bipolar Derivasyon 13

2.4.2.2. Unipolar Derivasyon 13

2.4.3. Elektrokardiyogram’ın Zaman ve Gerilim Kalibrasyonu 13

2.4.4. Elektrokardiyografik Bağlantılar 14

2.4.4.1. Üç Çift Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı 14

2.4.4.2. Genişletilmiş Tek Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı 16

V

2.4.4.3. 12 Kanallı Elektrokardiyografik Bağlantı 17

2.5. Bluetooth’un Temel Özellikleri 17

2.5.1. Birlikte Çalışabilirlik 17

2.5.2. Kısa Mesafe Kablosuz Haberleşme Yapısı 18

2.6. Bluetooth Şebeke Yapısı 18

2.6.1. Piconet 18

2.6.2. Scatternet 19

3. Tasarım 20

3.1. EKG Sinyallerini Algılamada Kullanılan Materyaller 21

3.1.1. EKG Benzetimi 21

3.1.2. Yüzey Elektrotları 22

3.1.3. AD624ADZ Enstrümantasyon Yükselteci 22

3.1.4. LM348 İşlemsel Yükselteci 24

3.1.5 Arduino Mega 2560 25

3.1.6. HC05 Bluetooth Modülü 25

4. Deneysel Çalışmalar 27

4.1. Veri Algılama Devresi 27

5. Sonuçlar 31

6. Yorumlar ve Değerlendirme 33

Kaynaklar 34

Ekler 36

EK-1 IEEE Etik Kuralları 36

EK-2 IEEE Code of Ethics 38

EK-3 Mühendisler İçin Etik Kuralları / Code Of Ethics For Engineers 39

EK-4 Disiplinlerarası Çalışma 40

EK-5 Standartlar ve Kısıtlar Formu 41

EK-6 AD624 Data Sheet 42

EK-7 LM348 Data Sheet 45

Özgeçmiş 49

VI

ÖZET

Kalp problemlerinin teşhis etmek amacı ile kullanılan EKG cihazları kablo çokluğundan

dolayı kullanıcısına zorluklar yaşatmaktadır. Bu projede sinyaller Bluetooth ile iletilecek

olduğundan bu gibi zorluklar ortadan kaldırılacaktır. Bunun yanında cihazın boyu küçültülecek

ve güç harcaması azaltılarak enerji tasarrufu sağlanacaktır.

Hasta vücudundan elektrotlar yardımıyla alınan kalp sinyalleri çok düşük genlikli

olduklarından öncelikli olarak bir enstrümantasyon yükseltecine uygulanıp sinyal 1000 kat

yükseltilmiştir. Daha sonra yükseltilen bu sinyal bir Alçak Geçiren Süzgeçten (AGS)

geçirilmiştir. Sonrasında ise sinyal, 3 adet işlemsel yükselteçten geçirilerek iletilebilecek seviye

getirilip ve Arduino-Mega işlemcisi üzerinde bulunan Analog/Dijital Çevirici (ADC) yardımı

ile sayısallaştırılıp Bluetooth modülü ile bilgisayara gönderilmiştir. Bilgisayara gönderilen bu

veriler Processing görsel arayüz programı yardımı ile veriler görüntülenip, kaydedilmiştir.

Son olarak devre şemalarının çizimi ve gerekli testlerin yapılması için ISIS programı

kullanılacaktır.

VII

SEMBOLLER VE KISALTMALAR

Ac Ortak Kazanç

Ad Diferansiyel Kazanç

Ag Gümüş

AV Atriovetriküler

ADC Analog/Digital Converter – Analog Sayısal Çevirici (ASÇ)

AGS Alçak Geçiren Süzgeç

AKD Ayrık Kosinüs Dönüşümü

aVF Arttırılmış Bacak Potansiyeli

aVL Arttırılmış Sol Kol Potansiyeli

aVR Arttırılmış Sağ Kol Potansiyeli

AgCl Gümüş Klorür

BD_ADDR Bluetooth Donanım Adresi – Bluetooth Hardware Device Address

bit/s Saniyede iletilen bit sayısı – Bits per second

CMRR Common Mode Rejection Ratio

DA Doğru Akım (AC)

EDR Enhanced Data Rate

EKG Elektrokardiyogram

GSM Global System for Mobile Communications

IEEE Elektrik – Elektronik Mühendisleri Enstitüsü – Institute of Electrical Electronics Engineers

LA Sol Kol

LL Sol Bacak

LZW Lempel Ziv Welch

PRASMMA Peak Rejection Adaptive Sampling Modified Moving

VIII

RA Sağ Kol

RF Radyo Frekansı

SA Sinoatrial Düğüm – Sinüs Düğümü

SIG The Bluetooth Special Interest Group

USB Evrensel Seri Veri Yolu – Universal Serial Bus

UART Universal Asynchronous Receiver/Transmitter – Evrensel Eş Zamanlı Alıcı/Verici

VF Sağ Bacak Potansiyeli

VL Sol Kol Potansiyeli

ms milisaniye

mV milivolt

H harfi

B harfi

1. GİRİŞ

Elektrokardiyografi (EKG) kalp problemlerini teşhis etmede kullanılan bir cihazdır.

EKG kalpte meydana gelen elektriksel değişiklikleri kaydetmeye dayanan bir yöntemdir.

Bu kayıt işlemi, kollara, bacaklara ve göğsün kalbe yakın olan kısımlarına yerleştirilen

elektrotlar yardımıyla ölçülmektedir. Kayıt işleminde kullanılan bu elektrotlar, EKG

cihazına kablolar aracılığı ile bağlıdır [1].

Günümüzde Teletıp teknolojisinin gelişmesi ile birlikte EKG cihazları daha akıllı ve

ekonomik olarak üretilir. Buna ek olarak herhangi bir hastalığın teşhisinde ve tedavisinde

mekâna bağımlılık ortadan kaldırılır. Teletıp’ın bu ve buna benzer gelişmelerinin yanında

verilere hemen ulaşma, doğruluk derecesini arttırma ve maliyeti düşürme gibi yaraları da

bulunur.

EKG izleme sistemlerinin kablosuz bir şekilde olması için gelişmiş haberleşme

teknikleri kullanılmaktadır. Bu izleme sistemleri eş zamanlı ve kaydet-gönder olmak üzere

iki şekildedir. Bu sistemlerin gerçekleştirilmesi için Bluetooth teknolojisi, cep telefonu, 3G

teknolojisi ve internet gibi sistemler önerilebilir.

Bunların yanında ülkemizde sağlık sektörüne çok ciddi miktarda para aktarılmaktadır.

Bu durum kimi zaman ekonomimize ciddi zararlar vermektedir [2]. Bu ekonomik yükten

kurtulmak için tıbbı cihazları daha ucuza mal etmeli ve en önemlisi de yerli üretimi

yapmamız gerekmektedir. Bu projede kullanılacak olan malzemelerin maliyetlerinin düşük

olması, üretim kolaylığı gibi nedenlerden dolayı ülke ekonomisini büyük bir yükten

kurtarmanın ilk adımını atmak için böyle bir proje önerisi hazırlandı.

1.1. Tarihsel Gelişim

1.1.1 Elektrokardiyografi ve Gelişimi

EKG cihazı, hastaların kalp sinyallerini incelemek için geliştirilmiştir. EKG cihazının

öncelikli amacı kalp verilerini ortaya çıkarmaktır. Bundan dolayı kalp hastalıkları daha da

iyi bir şekilde araştırılabilir. Fakat günümüzde genellikle hastanelerde kullanılan EKG

cihazı hem pahalı hem de büyüktür. Büyük olmasından dolayı hastanın hareket kabiliyetini

2

kısıtlar ve hastanın yataktan çıkmasına engel olur [3]. Bluetooth’lu EKG cihazı genel

olarak üç kısımdan oluşur. Bunlar; EKG devresi, işaret işleme bölümü ve bilgisayar arayüz

programıdır. Şekil 1.1’de Bluetooth’lu EKG sisteminin genel bölümleri görülmektedir.

Şekil 1.1. Bluetooth’lu EKG cihazının genel bölümleri

EKG’nin tarihine baktığımız zaman; 17. ve 18. yüzyıllarda elektrik bulunmuş, daha

sonra hayvanlar üzerindeki etkileri ortaya konulmuştur. 19. yüzyılda ise insan kalbindeki

küçük gerilimleri tespit edem bir cihaz bulunmuştur. İlk olarak 20. yüzyılın başlarında

EKG sinyallerinin ilk doğru örnekleri kaydedilmiştir. EKG’nin tarihsel gelişimi şu

şekildedir:

Floransa’da fizik profesörü Leopoldo Nobilli Astatik Galvanometre’yi geliştirmiştir.

Geliştirilen bu hassas galvanometre ile 1827 yılında kurbağanın vücudundan akan

akım tespit edilmiştir.

1838 yılında, Pisa üniversitesinin fizik profesörü Carlo Matteucci ve öğrencisi her bir

kalp atışı ile birlikte elektrik akımının olduğunu göstermişlerdir.

1856 yılında, Fransız fizikçi Gabriel Lippmann Kılcal damar Elektrometre’yi icat

etmiştir. Bunun devamında 1876 yılında, Marey bu elektrometreyi kullanarak kurbağa

kalbindeki elektriksel aktiviteyi kaydetmiştir.

1878 yılında ise İngiliz fizyologlar John Burder Sanderson ve Frederic Page kalbin

elektrik akımını aynı yöntem ile ölçerek bunun iki fazdan meydana geldiğini

belirlemişler ve bunlara QRS ve T diye isim vermişlerdir. Şekil 1.2’de bir EKG ölçüm

örneği görülmektedir.

3

Şekil 1.2. EKG ölçüm örneği [1]

1887 yılında, İngiliz fizyolog Augutus D. Walker insanın ilk elektrokardiyografisini

yayınlamıştır.

1905 yılında, Einthoven ölçtüğü EKG sinyallerini hastaneden 1,5 km uzaklığındaki

laboratuvarına telefon kabloları aracılığı ile iletmeyi başarmıştır.

1928 yılında, Ernstine ve Levine EKG sinyalinin yükseltilmesinde vakum tüpünü

kullanmışlardır. Bunun devamında Frank Sanborn’un şirketi EKG cihazının yaklaşık

23 kg’lık ve 6 V ile çalışan masaüstü portatif sürümünü geliştirmişlerdir.

1938 yılında, Amerikan kalp vakfı ile İngiliz kardiyoloji vakfı göğüs bağlantısının

standardını belirlemişlerdir (V1, V2, V3, V4, V5, V6 ). Şekil 1.3’te göğüs bağlantısının

bir örneği görülmektedir.

Şekil 1.3. Göğüs bağlantı yerleri [1]

4

1948 yılında, İsveçli mühendis Rune Elmqvist fizyolojik sinyalleri yazdırmak için ilk

kez mürekkepli yazıcıyı geliştirdi. Daha sonra 1950 yılında EKG sinyallerinin

yazımında ilk kez kullanıldı.

1999 yılında, Teksaslı araştırmacılar, 12 kanallı EKG’nin kablosuz bağlantı üzerinden

bilgisayarlara aktarılabileceği ve kardiyologların da bu verileri eksiksiz bir biçimde

yorumlayabileceğini göstermişlerdir [4].

1.1.2 Bluetooth ve Gelişimi

Bluetooth’lu kablosuz haberleşme teknolojisi sabit ve hareketli cihazlarda kısa

mesafede bilgi transferi sağlamak amacı ile geliştirildi. İlk olarak 1994 yılında Ericson

firması tarafından üretildi.

1998 yılında ise, Bluetooth teknolojisinin kullanımını yaymak ve bu teknoloji için bir

standart belirlemek amacı ile The Bluetooth Special Interest Group (SIG) kuruldu [5].

İlk kez 1999 yılında, Bluetooth 1.0 ve 1.0B üretildi fakat bir çok sorunu vardı.

Üreticilerin ürünleri ile uyumlu çalışmakta birçok zorluklar çıkarmaktaydı. Ayrıca bu

sürümlerde bağlantı işleminde Bluetooth donanım adresi (BD_ADDR) gönderilmesi

zorunlu idi.

2000-2001 yılları içerisinde Bluetooth’lu ilk cep telefonu, bilgisayar kartı, mouse,

yazıcı, dizüstü bilgisayar vb. ürünler piyasaya çıkmıştır.

Daha sonra 2002 yılında, Bluetooth 1.1 IEEE Standart 802. 15. 1. 2002 standardına

uygun olarak geliştirildi. Ayrıca 1.0B’ye göre de birçok hatası giderildi. Bunlara ek

olarak şifresiz kanallarda haberleşme olanağı eklendi.

2003 yılında, Bluetooth 1.2 versiyonu geliştirildi. Bu sürümde cihazın bulunması ve

bağlanılması daha da hızlıydı. Ayrıca pratikte iletim hızı 721 kbit/s’ye ulaştı. Bu yıl

içerisinde de Bluetooth’lu ilk müzik çalar üretildi.

2004 yılında, çekirdek özellikli Bluetooth 2.0 versiyonu piyasaya çıkarıldı. Bu

sürümün en önemli özelliği hızlı bilgi transferi için Geliştirilmiş Veri Hızı’na giriş

olmaktadır (Enhanced Data Rate-EDR). Böylece veri hızı 2,1 Mbit/s’ye ulaşmıştır.

Daha sonra 2007 yılında Bluetooth 2.1 piyasaya çıkarılmış ve bu sürüm önceki iki

sürümle uyumlu olarak çalışmıştır.

2009 yılında, Bluetooth 3.0 piyasaya çıkarılmıştır. Bu versiyonun öne çıkan yeniliği

yüksek hızlı data transferi olan 802,11 özelliğinin eklenmesidir.

5

Son olarak 2010 yılında Bluetooth Smart (4.0) geliştirildi. Bu sürüm, klasik

Bluetooth teknolojisinin yanı sıra, yüksek hız ve düşük enerji protokollerini de

içermektedir [5], [6].

1.2. Literatür Taraması

K. Kaya, hastaların günlük aktivitelerini engellemeden kullanabilecekleri ve verileri

kaydedip daha sonra e-posta yolu ile bir kardiyoloji uzmanına göndermeye çalışmıştır. Bu

iletimi Radyo Frekans (RF) modülleri ile sağlamıştır. Farklı hastaların EKG verilerini kayıt

altına alınabilmekte ve e-posta ile dünyanın herhangi bir yerindeki uzmana

gönderebilmektedir [7].

S. Can, düşük maliyetli bir cihaz tasarlayarak elde edilen verileri telefona göndermeye

çalışmıştır. Bluetooth modülü ile EKG işaretlerini cep telefonuna ileterek telefonda

görüntülenmesini sağlamıştır. Bluetooth yolu ile yaklaşık 10 metre mesafedeki başka

cihazlara veya Global System for Mobile Communications (GSM) operatörleri üzerinden

uzak mesafelere veri akışı sağlanmıştır. Fakat bu çalışmada GSM üzerinden veri

gönderilmesi için şebeke alanı dışına çıkılmaması gerekmektedir [8]. Benzer bir çalışmada

ise A. M. Nasrabadi ve M. H. Kani, vücuttan doğrudan alınan EKG sinyallerini Bluetooth

modülü üzerinden telefona göndermeye çalışmışlardır. Burada da kalp işlevi

bozukluklarını teşhis edebilmişlerdir [9]. Yapılmış bir başka EKG tabanlı çalışmada da H.

Kailanto ve arkadaşları, verileri cep telefonuna gönderip analiz ederek anormal bir durum

olması durumunda o anormal kısmı doktora göndermeye çalışmışlardır. Burada işlem için

geçen sürenin büyük bir kısmı veri analizi için kullanılmıştır [10].

B. Yu ve arkadaşları, düşük güç tüketimi sağlamak için EKG verilerini sıkıştırarak

göndermeye çalışmışlardır. Bunun için de Ayrık Kosinüs Dönüşümü (AKD) ve Lempel

Ziv Welch (LZW) algoritmalarını birleştirerek yeni bir algoritma geliştirmişlerdir. Verileri

iyi bir şekilde sıkıştırarak düşük güç tüketimini sağlamışlardır [11]. Bunun yanında U. T.

Pandya ve U. B. Desai, Peak Rejection Adaptive Sampling Modified Moving

(PRASMMA) isminde bir algoritma geliştirerek hastanın farklı durumları ( koşu, merdiven

çıkma, tenis oynama gibi) için farklı bir filtre uygulamaya çalışmışlardır. Yazılan bu

PRASMMA algoritması bu farklı durumlar için yeni bir filtreleme uygulayarak QRS

karşılığında azalma olmaksızın gürültü azaltılarak veriler gönderilmiştir [12]. Bunlara ek

olarak Y. C. Wei ve arkadaşları da EKG verilerini toplamayı, Bluetooth modülü ile

6

iletmeyi ve bu işlemi de LabVIEW yazılım platformu ile bütünleştirerek göndermeye

çalışmışlardır. Sonuç olarak EKG verilerini anlık göndermeyi ve analiz etmeyi

başarmışlardır [13].

S. Özcan, yedi kanallı EKG ölçüm cihazı tasarlayıp, ölçüm verilerini Bluetooth

haberleşme teknolojisini kullanarak bilgisayar ortamında oluşturulan arayüz programına

göndermeye çalışmıştır. Tasarlanan sistem EKG sinyallerini doğru bir şekilde bilgisayara

iletip, gerçek zamanlı bir izleme sağlamıştır. Fakat cihazın ebatları ve kullanılan Bluetooth

anteninin boyutu büyük olmaktadır [14]. Bunun yanında E. Kabalcı ise, vücuttan

elektrotlar yardımı ile doğrudan alınan EKG sinyallerini Universal Asynchronous

Receiver/Transmitter (UART) iletim tekniğini kullanarak bilgisayar ortamına aktarmaya

çalışmıştır. Bu çalışmada iletilen ve alınan sinyaller arasında bir fark görülmemiştir. Bunun

yanında düşük güç tüketimi de sağlanmıştır [3]. Bir diğer çalışmada ise; S. Led ve

arkadaşları, düşük güç tüketimli ve küçük boyutlu, kablosuz bir EKG cihazı tasarlamaya

çalışmışlardır. Sonuç olarak cihaz boyutunu küçülterek taşınabilir olmasını ve hastaların

kullanımı açısından kolaylık sağlamasını başarmışlardır [15].

J. L. Lin ve arkadaşları, hasta üzerinden alınan kalp sinyalleri Bluetooth yolu ile

iletmeye çalışmışlardır. Bunun için üç katmanlı PAN koordinatörü, yönlendirici, ağ

topolojisi gibi hiyerarşi yönlendirme kullanılmıştır. Böylece sistem kendini düzenleyen ağ

yeteneğini, hastanın uzaktan izleme ve denetimi desteklemiştir [16].

D. Simunic ve arkadaşları, ev ve ambulans kullanımı için EKG iletimini sınırlandıran,

Bluetooth teknolojisi kullanarak basit bir kablosuz kanal yapmaya çalışmışlardır. Kablosuz

sistemin kablolu sisteme göre daha avantajlı olduğunu gözlemlemişlerdir. Ayrıca acil bir

durumda da hekime bilgi göndermeyi de başarmışlardır [17].

Yapılacak olan çalışmada da düşük güç tüketimli ve ucuz maliyetli bir EKG cihazı

tasarlanarak veriler Bluetooth ile bilgisayar ortamına aktarılması hedeflenmiştir. Bunun

yanında yerli üretim olacak olmasından dolayı da ülke ekonomisine katkı sağlamak

hedeflenmiştir.

1.3. Malzeme/Teçhizat Olanakları

Sistemin gerçekleştirilmesinde kullanılacak malzemelerin öngörülen bütçesi

Çizelge1.1’de verilmiştir.

7

Çizelge 1.1. Taslak bütçe

Önerilen bütçe Tüketime yönelik malzeme

Kırtasiye alımları 120 ₺ Baskı ve cilt giderleri 100 ₺

Fotokopi giderleri 30 ₺ Elektrik-Elektronik sarf malzeme alımı 300 ₺

Hizmet alımı 400 ₺ Toplam 950 ₺

1.4. Çalışma Takvimi

Yapılacak olan projenin yapım süreci bütün dönemi kapsayacak şekilde tasarlanmıştır.

Bunun neticesinde projenin haziran ayında tamamen bitirilmesi hedeflenmiştir. Çizelge

1.2’de çalışma takvimi görülmektedir.

Çizelge 1.2. Çalışma takvimi

Yapılması Planlanan İş ŞUBAT MART NİSAN MAYIS HAZİRAN

Tampon devrenin tasarımı

Çoklayıcı devrenin tasarımı

Yükselteç devrelerinin tasarımı

Süzgeç devrelerinin tasarımı

Arduino’nun programlanması

Bluetooth modülünün eklenmesi

Baskı devrenin çizimi

Baskı devrenin gerçekleştirilmesi

Test

2. TEORİK ALTYAPI

2.1. Kalp

Kalp, göğüs bölgesinin hafif sol kısmında yer almaktadır. Ön tarafında sternum denilen

göğüs kemiği, arka tarafında omurga ve yan taraflarında da akciğer ve kaburgalar

tarafından çevrelenmiştir. Bununla birlikte kalp etrafındaki organların çalışmalarını

engellemeden kasılıp gevşeyerek diğer organlar için hayati öneme sahip olan kanı

pompalayan bir organdır [18].

Kalp, dakikada ortalama 60 ila 80 arasında değişen bir hızla çarparak günde yaklaşık

olarak 9000 litre kanı vücuda gönderir. Elimizi kalbimizin üzerine koyduğumuz zaman

duyduğumuz ses kulakçık ile karıncık arasındaki kapakçıkların açılıp kapanma süresidir.

Kalbin ağırlığı, yetişkin bir kadında 200 ila 280 gram, yetişkin bir erkekte ise 250 ila 390

gram ağırlığındadır [19].

Kalp, kanın akciğer ve diğer organlara gönderen iki bölümden oluşmaktadır. Bu iki

bölümün her biri de birer tane Ventrikül ve Atrium’dan oluşmaktadır. Şekil 2.1’de bu

bölümler görülmektedir.

Şekil 2.1. Kalbin bölümleri [18].

9

Sağ Kulakçık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sol kulakçığın ön bölgesinde, sağ karıncığın

üst bölgesinde bulunmaktadır. Alt ve üst toplardamara bağlıdır. Kirli kan buradan kalbe

döner.

Sağ Karıncık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sağ kulakçığın alt ve sol bölgesinde, sol

karıncığın ise ön bölgesinde yer almaktadır. Kirli kan buradan akciğerlere gönderilir.

Sol Kulakçık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sağ kulakçığın arka bölgesinde, sol

karıncığın üst bölgesinde bulunur. Akciğerden oksijenlendirilip dönen kan buraya gelir.

Sol Karıncık: Şekil 2.1’de görüldüğü gibi, sağ karıncığın arka bölgesinde, sol

Atrium’un alt bölgesinde bulunmaktadır. Sol kulakçığa gelen temiz kan buradan diğer

organlara gönderilir [18], [19].

2.2. Kalbin Tabakaları

Kalp başlıca 3 tabakadan oluşmaktadır. Bunlar aşağıda özetle sıralanmıştır.

2.2.1. Dış Tabaka (Pericardium veya Epicardium):

Bu tabaka Perikardiyum Fibrosum ve Perikardiyum Serosum’dan oluşan ve kalbi en

dıştan bir torba gibi saran zardır.

2.2.2. Orta Tabaka (Myocardium):

Kalbin en kalın kas tabakasıdır. Kalpte bulunan ileti sistemine ait hücreler, sinir ve kalbi

besleyen kroner damarlar bu bölgede bulunur.

2.2.3. İç Tabaka (Endocardium):

Kalbin iç yüzeyini örten bu zar, tek katlı epitelyum hücrelerden oluşmaktadır. Bu

tabakada kan damarı bulunmaz [19].

2.3. Kalbin Uyarımı ve Elektriksel İletimi

Kalbin elektriksel iletim sistemi dört bölümden oluşmaktadır. Bunlar; sinoatrial düğüm

(sinüs düğümü- SA), his demeti ve kolları, atrioventriküler (AV) düğüm ve purkinje

fiberlerdir [20].

10

2.3.1. Sinoatrial (SA) Düğüm

SA düğümü kalbin atımını başlatan ve ritmini kontrol eden bölgedir. Bu nedenle bu

düğüme hareket hızını belirleyen anlamına gelen Pacemarker’da denilmektedir. Bu

düğümün iletilerinin iletilmemesi gibi anormal durumlarda, atriovetriküler düğüm veya

diğer bölümler bu görevi üstlenirler.

2.3.2. Atriovetriküler (AV) Düğüm

SA düğümde meydana gelen potansiyel 30 ms - 50 ms sonra AV düğümüne

ulaşmaktadır. Bu zaman aralığı Atriumlarda bulunan kanın tamamıyla ventriküllere

aktarılması için yeterli değildir. Bundan dolayı bir müddet gecikme gerekmektedir. Bu

gecikme de AV düğümünden sağlanır. Böylece aksiyon potansiyeli 110 ms’ye kadar

gecikmiş olur.

2.3.3. His Demeti ve Kolları

Bu demete ulaşan uyarılar sağ ve sol dallarından ilerler ve karıncıkların kasında

bulunan purkinje kısmına ulaşırlar.

2.3.4. Purkinje Lifleri

His demeti kollarından buraya ulaşan uyarımlar, purkinje lifleri tarafından karıncık

kaslarına iletilerek kasılmalarını sağlamaktadır [19], [20].

Buradan da görüldüğü gibi kalp, bu ileti sisteminden dolayı fonksiyonel bir şekilde

çalışmaktadır. Bu şekilde kalp kaslarının kasılması sonucunda bir elektriksel işaret

meydana gelir ve bu işaret EKG cihazı sayesinde insan vücudundan algılanabilir.

2.4. Elektrokardiyogram’ın Özellikleri

Vücutta durgun halde bulunan hücre dış yüzeyinin herhangi bir kısmından uyarılınca, o

noktada hücrenin içi de dışı da negatifleşir. Buna depolarizasyon denir. Bu durumda

hücrenin bir tarafı negatifleştiği için pozitif kısımdan buraya doğru bir akım akacaktır. Bu

akıma depolarizasyon akımı denilmektedir. Bu kutuplaşma durumunun geri dönüşümüne

repolarizasyon denir. Bu durumda akan akıma da repolarizasyon akımı denmektedir.

11

Kalpte bu şekilde oluşan depolarizasyon ve repolarizasyon akımları vücuda yayılır.

Yayılan bu akımlar EKG cihazına bağlı elektrotlar ile bunları algılamak ve kaydetmek

mümkündür. Kaydedilen bu polarizasyonlara Elektrokardiyogram denir [18]. Şekil 2.2’de

örnek bir elektrokardiyogram işareti görülmektedir.

Şekil 2.2. Elektrokardiyogram işareti [20]

Şekil 2.2’ de gösterilen harfler değişik bölgeleri temsil etmektedir. Atriumların

kasılması P dalgası olarak temsil edilir. His demetimin iletimi P-Q aralığında,

ventriküllerin depolarize olması QRS aralığında, ventrikül hücrelerinin yavaş bir şekilde

repolarize olması ST aralığında olur. Örneğin sağlıklı bir kimsede kalp vuruş hızı dakikada

75 ise P, PR, QRS sırası ile 0,1 ms, 0,13 ms, 0,08 ms’dir [20].

2.4.1. Depolarizasyon ve Repolarizasyon Dalgaları

4 aşamada kalp kas lifinin depolarizasyon ve repolarizasyon dalga şekilleri Şekil 2.3’te

görülmektedir. Kırmızı renk depolarizasyon olarak belirlenmiştir. Depolarizasyon

esnasında zar içerisindeki negatif potansiyel kaybolmuş ve tersine dönmüştür.

12

Şekil 2.3. Kalp kas lifinin depolarizasyonu (A-B) ve repolarizasyonu (C-D) [21]

Şekil 2.3A’da depolarizasyon sırasında kırmızı pozitif yükler içerde, kırmızı negatif

yükler ise dışarıda soldan sağa doğru hareket etmektedir. Lifin birinci yarısı depolarize

durumdayken, ikinci yarısı polerizedir. Bundan dolayı lifin dışında bulunan soldaki

elektrot negatif kısma, sağdaki elektrot pozitif kısma bağlanmış olur. Bu sebepten dolayı

ölçü aletinde en yüksek pozitif değer okunur.

13

Şekil 2.3B’de depolarizasyon bütün kas lifine yayılmıştır. Ölçü aletinin elektrotları eşit

negatif bölgede kaldıkları için ölçü aletinde sıfır değeri okunur. Sonuç olarak kas lifinde

depolarizasyon tamamlanmış olur.

Şekil 2.3C’de kas lifindeki repolarizasyonun ilk yarısında lifin dışının tekrar pozitife

döndüğü görülmektedir. Bu noktada ölçü aletinin sol elektrotu pozitif bölgede, sağ

elektrotu negatif bölgede kalacak ve Şekil 2.3A’daki durumun tersi bir şekilde kutuplaşmış

olacaktır. Bu yüzden ölçü aleti negatif değer gösterecektir.

Şekil 2.3D’de ise kas lifinin tamamı repolarize olmuştur. Ölçü aletinin iki elektrotu da

pozitif bölge olacağından bu noktalar arasında potansiyel ölçülemeyecektir. Potansiyel

sıfıra dönecektir. Sonuç olarak repolarizasyon tamamlanmış olacaktır [21].

2.4.2. Elektrokardiyogram Derivasyonları

2.4.2.1. Bipolar Derivasyonlar

Standart derivasyon ve bipolar prekordial derivasyon olmak üzere iki çeşidi vardır.

Standart derivasyon DI, DII, DIII olarak isimlendirilir. Sağ kol, sol kol ve sol bacak olmak

üzere 3 adet ekstremite bağlanır. Prekordial derivasyon ise günümüzde

kullanılmamaktadır.

2.4.2.2. Unipolar Derivasyonlar

Bu derivasyonda ölçümler etkilenmeyecek bir şekilde negatif uç toprağa bağlanır.

Cihazın diğer tarafı ise pozitif uca bağlanır. Ayrıca “V” harfi bu derivasyonun sembolüdür.

İki çeşidi vardır. Bunlar:

a) Unipolar ekstremite derivasyonları, Pozitif uç ekstremitelerden birine bağlanır ve ona

göre isimlendirilir. Sağ kol için VR, sol kol VL, sol bacak VF’dir. Gerilim değeri

arttırıldığı için “a” harfi sembol olarak kullanılır.

b) Unipolar prekordial derivasyonları, 6 adet elektrot göğüsün değişik yerlerine

bağlanır. V1,V2, V3, V4, V5, V6 diye isimlendirilir [18].

2.4.3. Elektrokardiyogramın Zaman ve Gerilim Kalibrasyonu

EKG işaretlerinin kaydedilen gerilim değerleri, elektrotların vücut yüzeyine

uygulandığı yerlere bağlıdır. Elektrotlardan biri doğrudan ventrikülün üzerine, diğeri de

14

kalpten uzak vücudun başka bir yerine yerleştirildiği zaman QRS’nin genliği 3 mV veya 4

mV civarında olur. Bu değer kalp kası membarından doğrudan ölçülen 110 mV’luk

değerden çok küçüktür. İki koldan veya bir kol, bir bacaktan EKG ölçümleri alınırsa, R

dalgasının başından S dalgasının sonuna kadar, QRS’nin gerilim değeri genellikle 1 mV

veya 1,5 mV olur. Buna karşın P dalgasının gerilimi 0,1 mV ile 0,3 mV arasında, T

dalgasının gerilimi ise 0,2 mV ile 0,3 mV arasında olur.

P dalgasının başlangıcı ile QRS dalgasının başlangıcı arasında geçen süre, kulakçığın

elektriksel uyarım başlangıcı ve karıncığın elektriksel uyarım başlangıcı ile eşit süredir.

Yaklaşık olarak 0,16 saniye süren bu zaman aralığına P-Q veya P-R zaman aralığı denir.

Ventrikülün kasılması, Q dalgasının başlangıcı ile T dalgasının sonu arasında olur.

Yaklaşık 0,35 saniye süren bu zaman aralığına Q-T zaman aralığı denir [21].

2.4.4. Elektrokardiyografik Bağlantılar

2.4.4.1. Üç Çift Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı

Şekil 2.4’te hasta uzuvlarındaki elektrik bağlantısı ve standart çift kutuplu uzuv

bağlantının gerilim değerleri ve bununla birlikte bunları kaydeden elektrokardiyogram

görülmektedir. Burada kullanılan Bipolar terimi kalbin farklı yerlerine yerleştirilmiş olan

iki elektrot olduğu anlamındadır. Bundan dolayı Bağlantı kelimesi sadece tek bir bağlantı

anlamında değil, iki bağlantı ve bunların elektrotları ile yapılan, vücut ile

elektrokardiyografi arasında olan bir devredir.

15

Şekil 2.4. Elektrokardiyografik bağlantı kaydı için elektrotların klasik yerleşimi. Einthoven üçgeni göğüs üstünde birleştirilmiştir [21].

Bağlantı I: Şekil 2.4’te görüldüğü gibi elektrokardiyografın negatif ucu sağ kola, pozitif

ucu ise sol kola bağlanmıştır. Sağ koldaki gerilim değeri sol koldaki gerilim değerine göre

elektronegatif olduğunda elektrokardiyograf pozitif olur ve elektrokardiyogramın gerilim

çizgisi sıfırın üstünde olur. Bunun tersi durumunda ise elektrokardiyograf sıfırın altında bir

değer kaydeder.

16

Bağlantı II: Şekil 2.4’te görüldüğü gibi elektrokardiyografın negatif ucu sağ kola,

pozitif ucu ise sol bacağa bağlanmıştır. Sağ kol, sol bacağa göre negatif olduğu zaman

elektrokardiyograf pozitif bir değer kaydeder.

Bağlantı III: Şekil 2.4’te görüldüğü gibi elektrokardiyografın negatif ucu sol kola

pozitif uç ise sola bacağa bağlanmıştır. Sol kol, sol bacağa göre negatif olduğu zaman

elektrokardiyograf pozitif değer kaydeder.

Einthoven Üçgeni: Şekil 2.4’te kalbi çevreleyen üçgen Einthoven üçgeni olarak

isimlendirilir. Bu gösterimde, kalbi çevreleyen üçgenin uçlarını iki kol ve sol bacak alır.

Kalbi çevreleyen üçgenin üst kısmındaki iki uç, iki kolun kalbin etrafındaki akışkanlarla

birlikte elektriksel bağlantısını temsil eder. Bunun yanında alt taraftaki uç ise sol bacağın

akışkanlar ile birlikte elektriksel bağlantısını temsil eder.

2.4.4.2. Genişletilmiş Tek Kutuplu Uzuv (Kol) Bağlantı

Genişletilmiş tek kutuplu uzuv bağlantı yaygın olarak kullanılan diğer bir bağlantı

sistemidir. Bu tip kayıtlarda, uzuvlardan ikisi elektriksel dirençler aracılığı ile

elektrokardiyografın negatif ucuna, üçüncü uzuv da aynı yolla elektrokardiyografın pozitif

ucuna bağlanır. Pozitif uç sağ kola bağlandığı zaman aVR uzuvu, sol kola bağlandığı

zaman aVL uzuvu, sol bacağa bağlandığı zaman ise aVF uzuvu ismini alır.

Şekil 2.5’te genişletilmiş tek kutuplu uzuv bağlantının normal kaydı gösterilmektedir.

aVL uzuvu ve aVF uzuvu standart uzuv bağlantı kaydı ile aynıdır. Tek fark aVR

uzuvundan alınan kayıt terstir [21].

Şekil 2.5. Üç genişletilmiş tek kutuplu uzuv bağlantıdan kaydedilmiş normal elektrokardiyogram [21].

17

2.4.4.3. 12 Kanallı Elektrokardiyografik Bağlantı

12 kanallı EKG bağlantısının da kullanımı yaygındır. Bu bağlantı, kol ve bacaklara

bağlanan üç adet çift kutuplu bağlantı, üç tane genişletilmiş bağlantı ve altı tane de tek

kutuplu göğüs bağlantılarından meydana gelmektedir. Bu sistemde altı tanesi ön taraf

bağlantıları diğer altı tanesi ise göğüs bölgesindeki bağlantılardır [14].

2.5. Bluetooth’un Temel Özellikleri

Bluetooth teknolojisi, kısa mesafede hareketli ve/veya hareketsiz cihazların kendi

aralarında kablosuz bir şekilde haberleşmeleri amacı ile geliştirilmiş bir haberleşme

yapısıdır. Bu haberleşme yapısı 2.4GHz’de gerçekleşmektedir [8].

Bluetooth kelimesi 10. yüzyılda Norveç ve Danimarka kralının lakabı olan Blátand

kelimesinin İngilizcesidir. Sembolü ise Germen alfabesindeki (H harfi) ve (B harfi)

simgelerinin birleşmiş halidir [6]. Şekil 2.6’da Bluetooth’un sembolü görülmektedir.

Şekil 2.6. Bluetooth Sembolü [5]

2.5.1. Birlikte Çalışabilirlik

Dünya üzerindeki üreticilerin tamamı Bluetooth teknolojisinde aynı profili

kullandıklarından dolayı bütün dünyadaki Bluetooth’lu cihazlar uyumlu çalışırlar.

Cihazların birbirleri ile haberleşme kurmamaları istendiğinde ise bu profiller değiştirilerek

tasarlanır.

18

2.5.2. Kısa Mesafe Kablosuz Haberleşme Yapısı

Bluetooth ile iletişim kuran cihazlar, havayı ve radyo sinyallerini arayüz olarak kullanıp

birbirleri ile haberleşirler. Bu teknolojinin amacı da kısa mesafede kablosuz haberleşmeyi

sağlamaktır [14].

2.6. Bluetooth Şebeke Yapısı

Bluetooth şebeke yapısı Piconet ve Scatternet olmak üzere iki çeşittir.

2.6.1. Piconet

Bir piconet 8 farklı Bluetooth cihazını destekler. Şekil 2.7’de bir piconet ağ yapısı

görülmektedir. Burada 1 adet yönlendirici (master) ve 7 adet de yönlendirilen (slave)

bulunmaktadır.

Bluetooth cihazları aktif veya pasif olarak ayarlanırlar. Cihaz aktif olduğu zaman,

bağlanacak bir cihaz, pasif olduğu zaman ise aktif bir cihazın kendisine bağlanmasını

beklerler. Cihazlar birbirleri ile bağlandıkları zaman tanımlarını takas yaparlar. Bu

tanımlara Global ID denir.

Şekil 2.7. Piconetin ağ yapısı [8]

19

2.6.2. Scatternet

Birden fazla piconetin bir araya gelerek oluşturdukları ağdır. Şekil 2.8’de görüldüğü

gibi scatternetin kullanılması ile bir ağ içerisindeki birim sayısı arttırılır ve daha büyük bir

alanın kapsanması sağlanır [12].

Şekil 2.8. Scatternetin ağ yapısı [8]

3. TASARIM

Hasta vücudunda Şekil 3.1’deki gibi bağlanacak elektrotlar yardımı ile alınan EKG

sinyalleri çok düşük seviye de oldukları için öncelikli olarak yüksek giriş empedanslı

tampon devresi olarak CMOS entegreli ön yükselteç katı kullanılacaktır. Bunun sebebi

yeterli düzeyde akım akmasını sağlamaktır. Bu aşamadan sonra sinyal enstrümantasyon

yükseltecinde geçirilerek yaklaşık olarak 1000 kat yükseltilir. Sonrasında ise sinyal bir kez

daha yükselteç devresinden geçirilerek hem sinyalin DC seviyesi ayarlanır hem de yaklaşık

olarak 7 kat daha yükseltilmiştir. Daha sonra sinyal en az 2’inci derece, 50 Hz’ lik bir

Butterworth süzgeçten geçirilerek bu frekanstaki gürültüsü bastırılır. Üst sınır

belirlendikten sonra en az 2’inci dereceden bir Butterworth tipi alçak geçiren süzgeçten

geçirilir. Yapılacak testlere göre kullanılacak süzgecin derecesi ve/veya tipi değiştirilebilir.

Bu aşamadan sonra sinyale DC bileşen eklenerek sinyal tamamen pozitif eksene kaydırılıp,

Arduino ile sayısallaştırarak bluetooth modülüne aktarılır. Son olarak da bluetooth anteni

ile veriler bilgisayar arayüz programına aktarılmış olur. Şekil 3.2’de EKG sisteminin blok

diyagramı gösterilmiştir.

Şekil 3.1. Elektrot Bağlantısı

21

Şekil 3.2. EKG sistemi blok diyagramı

3.1. EKG Sinyallerini Algılamada Kullanılan Materyaller

3.1.1. EKG Benzetimi

Bu cihaz yapılan çalışmanın deneysel kısımlarında kullanılmıştır. EKG bağlantısı 2 kol

ve sol bacak üzerinden kablolar yardımı ile alınmıştır. 9V’luk pille çalışan bu benzetim

üzerinde kalbin dakikadaki atım hızını (60, 90, 120, 180 olarak) ayarlayan bir

potansiyometre ve bu atım ritmine göre yanıp sönen bir led diyot bulunmaktadır. Şekil

3.3.’de EKG benzetimi gösterilmiştir.

Şekil 3.3. EKG benzetimi

22

3.1.2. Yüzey Elektrotları

Kullanılacak olan sistemde en az 3 adet yüzey elektrotu olması gerekmektedir. Bunlar

sağ kol (RA), sol kol (LA), ve sol bacak (LL) bölgelerine bağlanacaktır. Renk olarak da

RA beyaz, LA kahverengi, LL kırmızı, seçilecektir. Şekil 3.4.’de gümüş/gümüş klorür

(Ag/AgCl) yüzey elektrotunun arka ve ön yüzeyleri görülmektedir.

Şekil 3.4. Yüzey Elektrotu arka (sol taraf) ve ön (sağ taraf) yüzeyleri

3.1.3. AD624ADZ Enstrümantasyon Yükselteci

Biyolojik sinyallerin yükseltilmesi için kullanılan enstrümantasyon yükselteçlerinden

birisi olan AD624ADZ entegresi Analog Devices şirketi tarafından üretilmektedir. Bu

entegre yüksek hassasiyet ve düşük gürültü gibi özelliklere sahip bir tümleşik devredir.

Biyolojik sinyallerinin işlemesi için yeteri kadar yükseltilmesi önemli bir etkendir. Bu

entegre dışarından herhangi malzemeye gerek duymadan gerekli bacak bağlantıları ile 1,

100, 200, 500 ve 1000 kat kazanç sağlayabilir. Bunlara ek olarak 250 ve 333 gibi kazanç

değerleri de dışarıdan gerekli malzemeler yardımı ile yüksek bir oranda doğruluk değeri ile

sağlanabilmektedir. Şekil 3.5.’te AD624’ün iç yapısı görülmektedir.

23

Şekil 3.5. AD624’ün iç yapısı

Bu enstrümantasyon yükseltecinin en önemli özelliği yükseltecin her iki ucunda

bulunan ortak sinyalleri ( örneğin gürültü) yükseltmemesidir. Yani ortak mod bastırma

oranı (CMRR, Common Mode Rejection Ratio) çok yüksektir (yaklaşık 10.000.000).

CMRR genel olarak aşağıdaki (3.1) gösterilen formül ile gösterilmektedir.

Formül (3.1)’de Ad diferansiyel kazanç, Ac ise ortak kazancı göstermektedir. AD624

için CMRR değeri yaklaşık 10.000.000’dır. Diferansiyel kazanç da 1000 seçildiğinde ortak

kazanç değeri 0.0001 değerini alır. Buradan da görüldüğü gibi yükseltecin girişlerinde

bulunan ortak sinyaller yükseltilmiyor aksine bastırılarak çıkışa aktarıyor ve böylece

biyolojik sinyallerin işlenmesinde büyük zorluklar çıkaran elektriksel gürültü

yükseltilmemiş oluyor. Şekil 3.6.’da AD624 entegresinin 1000 kat kazanç sağlayan

bağlantı şeması görülmektedir [22].

24

Şekil 3.6. AD624’ün 1000 kat kazanç için bağlantı şeması (3-11-13 ve 12-16 uçları kendi arasında kısa devre) [22]

3.1.4. LM348 İşlemsel Yükselteci

LM348 tümleşik entegresi içerisinde 4 adet 741 işlemsel yükselteç entegresi

bulundurmaktadır. Veri algılama devresinde kullanılacak olan bu tümleşik devre

içerisindeki 3 adet entegreyi kullanacağız. Şekil 3.7.’de LM348’in iç yapısı görülmektedir

[23].

Şekil 3.7. LM348’in iç yapısı [23]

25

3.1.5 Arduino Mega 2560

Bu işlemci, vücuttan alınıp ve veri algılama devresi ile işlenen EKG sinyalini, üzerinde

bulunan ADC yardımı ile dijital verilere çevirip bilgisayara gönderemeye hazır hale

getirdiğimiz donanımdır. Üzerinde bulunan haberleşme kanalları sayesinde bluetooth

modülü üzerinden verileri bilgisayara göndermemizi sağlamaktadır. Şekil 3.8.’da bir

Arduino işlemcisi görülmektedir.

Şekil 3.8. Arduino mega 2560 işlemcisi

3.1.6. HC06 Bluetooth Modülü

Bu modül Arduino üzerinden aldığı dijital verileri bilgisayara kablosuz bir şeklide

aktarmak için kullanılmıştır. HC06 modelini seçilmesinin sebebi de hem ucuz olması hem

de piyasada yaygın bir şekilde bulunmasıdır. Bu elemanın beslenmesi de Arduino üzerinde

bulunan 3.3V’luk gerilim çıkışından sağlanacaktır. Böylece bütün devrenin gerilimi tek bir

kaynak ile sağlanmış olacaktır. Şekil 3.9.’de HC06 Bluetooth modülü görülmektedir.

26

Şekil 3.9. HC06 bluetooth modülü

4. DENEYSEL ÇALIŞMALAR

4.1. Veri Algılama Devresi

Şekil 4.1. Veri algılama devresi

Şekil 4.1.’de EKG devresinin veri algılama bölümü görülmektedir. Devrenin girişinde

bulunan R5 ve R6 dirençlerine kalbin yakın bölgelerine takılmış 2 adet yüzey elektrotu

bağlanacaktır. 3’üncü elektrot ise kalbe uzak bir noktaya (sağ kol veya ayak olabilir)

bağlanıp R15 direnci üzerinde toprağa bağlanacaktır.

Devremizin girişinde bulunan D4, D5, D6 ve D7 diyotları AD624 entegresinin

girişlerini korumak için kullanılmıştır. EKG sinyallerinin genlikleri çok düşük olduğundan

dolayı bu diyotlar kesimdedirler. Herhangi bir sebepten dolayı devrenin girişine 600mV ve

28

üzerinde bir gerilim uygulandığı zaman diyotlar iletime geçecek ve devre girişlerini

toprağa bağlayıp devre girişlerini koruyacaklardır.

AD624 enstrümantasyon entegresinin kazancı 1000 olacak şekilde ayarlanmıştır. Bu

işlem 3-11-13 uçları ile 12-16 uçları kendi aralarında kısa devre edilerek sağlanmıştır.

Enstrümantasyon yükseltecinin çıkışında 2’şer adet direnç ve kapasiteden oluşan bir alçak

geçiren süzgeç (AGS) bulunmaktadır.

Sonrasında 3 tane arka arkaya gelen işlemsel yükselteç bağlanmıştır. İlk işlemsel

yükselteç üzerinde bulunan ±9V’a bağlanmış potansiyometre ile sinyalin DA seviyesi

ayarlanmaktadır. Sonra gelen ikinci işlemsel yükselteç de yine bir kazanç işlemi

yapmaktadır. Buraya bağlı potansiyometre ile de kazanç ayarı yapılmaktadır. Son işlemsel

yükseltecin görevi ise sinyale bir DA bileşen eklemektir. Bunun sebebi EKG sinyali çok az

da olsa eksi değere düşmektedir. Arduino üzerinde bulunan ADC de eksi değerleri

algılayamamaktadır. Bundan dolayı toplar yükselteç tasarlanarak o negatif bölge pozitif

bölgeye aktarılmıştır. Bu entegrenin çıkışından alınan EKG sinyalleri Arduino ‘ya

gönderilmiştir.

Şekil 4.2’da veri algılama devresi için Ares’te oluşturulan baskı devresinin üç boyutlu

şekli görülmektedir.

Şekil 4.2. Baskı devrenin üç boyutlu görüntüsü

29

Şekil 4.3, Şekil 4.4., Şekil 4.5. ve Şekil. 4.6’da veri algılama devresinin deneysel

çalışmalarında elde edilen osilaskop görüntüleri görülmektedir. Bunlar sırasıyla dakikada

60 atım, 90 atım, 120 atım ve 180 atım olarak ayarlanmıştır.

Şekil 4.3. Osilaskop görüntüsü 60 atım/dakika

Şekil 4.4. Osilaskop görüntüsü 90 atım/dakika

30

Şekil 4.5. Osilaskop görüntüsü 120 atım/dakika

Şekil 4.6. Osilaskop görüntüsü 180 atım/dakika

5. SONUÇLAR

İlk olarak sistem düşük gerilim ile çalıştığından dolayı uygun bir pil veya batarya ile

sistem çalıştırılabilir. Bunun yanında cihaz boyutu küçültülerek ev veya hastane gibi

ortamlarda taşınabilmesi kolaylaştırılmıştır. Ayrıca kullanılan kablolar da azaltılarak hasta

ve kullanıcısının yaşadığı zorluklar ortandan kaldırılmıştır.

Sistemimiz şebekeden beslenmediği için hastanın herhangi bir elektrik akımına maruz

kalarak zarar görmesi de ortanda kaldırılmıştır. Bunun yanında şebeke gerilimi

kullanılmadığı için ilave olarak maliyet getirecek tampon devresi ve 50 Hz’lik şebeke

gürültüsünü süzmek için kullanılacak çentik filtre devresi de sistemden çıkarılmıştır. Bu

durum da fazladan maliyetin önüne geçmiştir.

Bunun yanında yaptığım deneysel çalışmalar sonucunda EKG benzetiminden alınan

sinyalin genliği yaklaşık 1.2 mV olarak ölçülmüştür. Dakikadaki atım sayısı ise EKG

benzetiminden gelen atım sayısına göre sırasıyla 60 atım/dakika, 90 atım/dakika, 120

atım/dakika ve 180 atım/dakika olarak ölçülmüştür.

Yapılan çalışmalar sonucunda ise EKG işaretleri Arduino ’ya bağlı HC06 bluetooth

modülü üzerinden kablosuz bir şekilde bilgisayarda oluşturulan bir arayüz programı ile

izlenmiştir. Aşağıdaki Şekil 5.1, Şekil 5.2, Şekil 5.3, Şekil 5.4.’te ise bu arayüz

programından alınan sırasıyla dakikada 60 atım, 90 atım, 120 atım ve 180 atımın sinyal

şekilleri görülmektedir.

Şekil 5.1. Bilgisayar arayüz görüntüsü (60 atım/dakika)

32

Şekil 5.2. Bilgisayar arayüz görüntüsü (90 atım/dakika)

Şekil 5.3. Bilgisayar arayüz görüntüsü (120 atım/dakika)

Şekil 5.4. Bilgisayar arayüz görüntüsü (180 atım/dakika)

6. YORUMLAR VE DEĞERLENDİRME

Sağlık sektörünün dışa bağımlı olması ülkemizde cari açığın en önemli sebeplerinden

biridir. Yapılmış olan bu proje de ilerleyen dönemlerde daha da geliştirilerek sağlık

sektörünün yerlileştirilmesi sağlanabilir.

Bunun yanında sistemin baskı devresi daha küçültülebilir. Ayrıca veriler bilgisayara

gönderildikten sonra depolanarak farklı yerlere iletilebilir. Buna ek olarak EKG verileri

uzun süre izlenerek sadece hatalı olan kısmı ayrıştırılıp yalnızca o kısım gönderilebilir.

Bunlara ek olarak hasta vücudundan alınan EKG işaretleri kablosuz bir şekilde alınarak

bilgisayar yerine telefona da gönderilebilir. Bilgisayara veya telefona gönderilebilecek olan

bu veriler sıkıştırılarak gönderilebilir. Bu yöntem de ayrıca bir enerji tasarrufu sağlayabilir.

Son olarak yazılımlar ve donanımlar uygun bir şekilde ayarlanarak birden fazla hastanın

EKG verileri tek bir bilgisayarda toplanıp kaydedilebilir.

KAYNAKLAR

[1]. B. İlerigelen, H. Mutlu. EKG kursu kitapçığı. http://www.ctf.edu.tr/stek/EKG_Kurs_Kitap.pdf

[2]. C. S. Akın, “Sağlık ve sağlık harcamalarının ekonomik büyüme üzerine etkisi”, Yüksek Lisans tezi, Çukurova Üniversitesi, Adana, Türkiye, Nisan 2007.

[3]. E. Kabalcı, “PC tabanlı kablosuz EKG biyotelemetri tasarımı ve yapımı” Yüksek Lisans Tezi, Gazi Üniversitesi, Ankara, Türkiye, Haziran 2006.

[4]. (2009) online http://www.ecglibrary.com/ecghist.html

[5]. (2013) online http://en.wikipedia.org/wiki/Bluetooth

[6].(2013) online http://www.bluetooth.com/Pages/History-of-Bluetooth.aspx

[7]. K. Kaya, “Kablosuz EKG sistem tasarımı”, Yüksek Lisans tezi, Erciyes Üniversitesi, Kayseri, Türkiye, Ekim 2010.

[8]. S. Can, “EKG işaretlerinin cep telefonu ile iletilmesi”, Gazi Üniversitesi, Ankara, Türkiye, Eylül 2010.

[9]. A. M. Nasrabadi ve M. H. Kani, “Design of ECG acquisition and transmission via Bluetooth with heart disease diagnosis”, Medical Measurement and Applications Proceedings (MeMeA), 2011, sayfa 55-58.

[10]. H. Kailanto, E. Hyvärinen ve J. Hyttinen, “Mobile ECG measurement and analysis System using mobile phone as the base station”, Pervasive Computing Technologies for Healthcare, 2008, sayfa 12-14.

[11]. B. Yu, L. Yang ve C. C. Chang, “ECG monitoring over bluetooth: data compression and transmission”, Wireless Communication Conference (WCNC), 2010 IEEE, sayfa 1-5.

[12]. U. T. Pandya ve U. B. Desai, “A novel algorithm for bluetooth ECG”, Biomedical Engineering, IEEE Transactions on 2012, sayfa 3148-3154.

[13]. Y. C. Wei, Y. H. Lee ve M. S. Young, “A portable ECG signal monitor and analyzer”, Bioinformatics and Biomedical Engineering, 2008, sayfa 1336-1338.

[14]. S. Özcan, “Bluetooth ile EKG verilerinin iletimi”, Yüksek Lisans tezi, Başkent Üniversitesi, Ankara, Türkiye, Ocak 2010.

[15]. S. Led, J. Fernández ve L. Serrano, “Design of a wearable device for ECG continuous Monitoring using wireless technology”, Engineering in Medicine and Biology Society, 2004, sayfa 3318-3321.

[16]. J. L. Lin, H. C. Liu, Y. T. Tai, H. H. Wu, S. J. Hsu, F. S. Jaw ve Y. Y. Chen, “The development of wireless sensor network for ECG monitoring”, Engineering in Medicine and Biology Society, 2006, sayfa 3513-3516.

[17]. D. Simunic, S. Tomac ve I. Vrdoljak, “Wireless ECG monitoring system”, Wireless Communication, Vehicular Technology, Information Theory and Aerospace & Electronic Systems Technology, 2009, sayfa 73-76.

35

[18]. M. Meriç, Kalp ve Damar Hastalıklarında Semiyoloji, 1. baskı, İstanbul, Türkiye: İstanbul Medikal Yayıncılık, 2007.

[19]. (2013) online http://tr.wikipedia.org/wiki/Kalp#Kalbin_tabakalar.C4.B1

[20]. E. Yazgan, M. Korürek, Tıp Elektroniği, 1. baskı, İstanbul, Türkiye: Ofset Baskı Atölyesi, 1996.

[21]. A. C. Guyton ve J. E. Hall, Text of Medical Physiology, 10. baskı, Çin: Elsevier Saunders, 2000.

[22]. “AD624 data sheet,” Analog Devices, United States of America

[23]. “LM348 data sheet”, Texas Instruments, United States of America

EKLER

EK-1 IEEE ETİK KURALLARI

IEEE üyeleri olarak bizler bütün dünya üzerinde teknolojilerimizin hayat standartlarını

etkilemesindeki önemin farkındayız. Mesleğimize karşı şahsi sorumluluğumuzu kabul

ederek, hizmet ettiğimiz toplumlara ve üyelerine en yüksek etik ve mesleki davranışta

bulunmayı söz verdiğimizi ve aşağıdaki etik kuralları kabul ettiğimizi ifade ederiz.

1. Kamu güvenliği, sağlığı ve refahı ile uyumlu kararlar vermenin sorumluluğunu kabul

etmek ve kamu veya çevreyi tehdit edebilecek faktörleri derhal açıklamak;

2. Mümkün olabilecek çıkar çatışması, ister gerçekten var olması isterse sadece algı

olması, durumlarından kaçınmak. Çıkar çatışması olması durumunda, etkilenen taraflara

durumu bildirmek;

3. Mevcut verilere dayalı tahminlerde ve fikir beyan etmelerde gerçekçi ve dürüst

olmak;

4. Her türlü rüşveti reddetmek;

5. Mütenasip uygulamalarını ve muhtemel sonuçlarını gözeterek teknoloji anlayışını

geliştirmek;

6. Teknik yeterliliklerimizi sürdürmek ve geliştirmek, yeterli eğitim veya tecrübe

olması veya işin zorluk sınırları ifade edilmesi durumunda ancak başkaları için teknolojik

sorumlulukları üstlenmek;

7. Teknik bir çalışma hakkında yansız bir eleştiri için uğraşmak, eleştiriyi kabul etmek

ve eleştiriyi yapmak; hatları kabul etmek ve düzeltmek; diğer katkı sunanların emeklerini

ifade etmek;

8. Bütün kişilere adilane davranmak; ırk, din, cinsiyet, yaş, milliyet, cinsi tercih,

cinsiyet kimliği veya cinsiyet ifadesi üzerinden ayırımcılık yapma durumuna girişmemek;

9. Yanlış veya kötü amaçlı eylemler sonucu kimsenin yaralanması, mülklerinin zarar

görmesi, itibarlarının veya istihdamlarının zedelenmesi durumlarının oluşmasından

kaçınmak;

37

10. Meslektaşlara ve yardımcı personele mesleki gelişimlerinde yardımcı olmak ve

onları desteklemek.

EK-2 IEEE Code of Ethics

We, the members of the IEEE, in recognition of the importance of our technologies in

affecting the quality of life throughout the world, and in accepting a personal obligation to

our profession, its members and the communities we serve, do hereby commit ourselves to

the highest ethical and professional conduct and agree:

1. to accept responsibility in making engineering decisions consistent with the safety,

health and welfare of the public, and to disclose promptly factors that might endanger the

public or the environment;

2. to avoid real or perceived conflicts of interest whenever possible, and to disclose

them to affected parties when they do exist;

3. to be honest and realistic in stating claims or estimates based on available data;

4. to reject bribery in all its forms;

5. to improve the understanding of technology, its appropriate application, and potential

consequences;

6. to maintain and improve our technical competence and to undertake technological

tasks for others only if qualified by training or experience, or after full disclosure of

pertinent limitations;

7. to seek, accept, and offer honest criticism of technical work, to acknowledge and

correct errors, and to credit properly the contributions of others;

8. to treat fairly all persons regardless of such factors as race, religion, gender,

disability, age, or national origin;

9. to avoid injuring others, their property, reputation, or employment by false or

mlicious action;

10. to assist colleagues and co‐workers in their professional development and to

support them in following this code of ethics.

Approved by the IEEE Board of Directors August 1990

EK-3 Mühendisler İçin Etik Kuralları / Code Of Ethics For

Engineers

Etik kuralları ile ilgili web adresleri:

IEEE Code of Ethics http://www.ieee.org/about/corporate/governance/p7‐8.html

NSPE Code of Ethics for Engineers http://www.nspe.org/resources/ethics/code‐ethics

American Society of Civil Engineers, UC Berkeley Chapter http://courses.cs.vt.edu/professionalism/WorldCodes/ASCE.html

Engineering Ethics BY DENISE NGUYEN http://sites.tufts.edu/eeseniordesignhandbook/2013/engineering‐ethics‐2/

Code of Ethics of Professional Engineers Ontario http://www.engineering.uottawa.ca/en/regulations

Bir kitap: What Every Engineer Should Know about Ethics Yazar: Kenneth K. Humphreys CRC Press

EMO – Elektrik Mühendisleri Odası Etik Kütüphanesi http://www.emo.org.tr/genel/bizden_detay.php?kod=50871&tipi=46&sube=0#.U1QfyVV_tjs

EK-4 DİSİPLİNLERARASI ÇALIŞMA

1-) Malzeme alımı yurtdışında yapılmıştır.

2-) Baskı devre dışarda yapılmıştır.

Yapılan çalışmalar sonucunda baskı devre boyutu Arduino Mega’nın üzerine tam

oturacak şekilde hesaplanmıştır ve buna göre malzemeler yerleştirilmiştir. Bunun

sonucunda devre boyutları yükseklik 5.5 cm, genişlik ise 10 cm olarak belirlenmiştir. Bu

şekilde gönderilen baskı devre çizimi dışardan destek alınarak yapılmıştır.

3-) Yazılım ve baskı devre çizimde destek alınmıştır.

4-) Devre kutusu dışardan yaptırılmıştır.

EK-5: Standartlar ve Kısıtlar Formu

1. Projenizin tasarım boyutu nedir? Açıklayınız.Bir biyomedikal sistemin tasarımı ve gerçekleştirilmesi hedeflenmiştir. Sistem donanımsalolarak tamamı ile tarafımdan tasarlanacaktır.

2. Projenizde bir mühendislik problemini kendiniz formüle edip, çözdünüz mü?Sistem tasarımında kullanılacak olan devrelerin tasarımı formüle edilip çözülerek

gerçekleştirilecektir.

3. Önceki derslerde edindiğiniz hangi bilgi ve becerileri kullandınız?Devre tasarımı ve çözümleme.

4. Kullandığınız veya dikkate aldığınız mühendislik standartları nelerdir?IEEE 802.11SIG (Special Interest Group)

5. Kullandığınız veya dikkate aldığınız gerçekçi kısıtlar nelerdir?

a) Ekonomi Sistemin gerçekleştirilmesinde gereksinim duyulan malzemelerin en uygun olanları ve en düşük maliyetli olan malzemeler alınacaktır.

b) Çevre sorunları Bu sistem de çevreye zararlı herhangi bir madde kullanılmayacaktır.

c) Sürdürülebilirlik Sistemin gelişime açık olacak bir şekilde tasarlanması hedeflenmiştir.

d) Üretilebilirlik Geliştirilecek olan sistemin ülkemizde üretilebilecek bir sistem olması hedeflenmiştir.

e) Etik Sistemin tasarımı tamamen tarafımca yapılacak ve her türlü etik kural da göz önüne alınacaktır.

f) Sağlık Sistemde DA gerilim kullanılacak olacağından sağlık açısından bir sıkıntı olmayacaktır.

g) Güvenlik Sistem, herhangi bir güvenlik riski taşımamaktadır.

h) Sosyal ve politik sorunlar Sistem, herhangi bir sosyal ve politik sorun taşımamaktadır.

REV. C

Information furnished by Analog Devices is believed to be accurate andreliable. However, no responsibility is assumed by Analog Devices for itsuse, nor for any infringements of patents or other rights of third partieswhich may result from its use. No license is granted by implication orotherwise under any patent or patent rights of Analog Devices.

aAD624

One Technology Way, P.O. Box 9106, Norwood, MA 02062-9106, U.S.A.Tel: 781/329-4700 World Wide Web Site: http://www.analog.comFax: 781/326-8703 © Analog Devices, Inc., 1999

PrecisionInstrumentation Amplifier

PRODUCT DESCRIPTIONThe AD624 is a high precision, low noise, instrumentationamplifier designed primarily for use with low level transducers,including load cells, strain gauges and pressure transducers. Anoutstanding combination of low noise, high gain accuracy, lowgain temperature coefficient and high linearity make the AD624ideal for use in high resolution data acquisition systems.

The AD624C has an input offset voltage drift of less than0.25 µV/°C, output offset voltage drift of less than 10 µV/°C,CMRR above 80 dB at unity gain (130 dB at G = 500) and amaximum nonlinearity of 0.001% at G = 1. In addition to theseoutstanding dc specifications, the AD624 exhibits superior acperformance as well. A 25 MHz gain bandwidth product, 5 V/µsslew rate and 15 µs settling time permit the use of the AD624 inhigh speed data acquisition applications.

The AD624 does not need any external components for pre-trimmed gains of 1, 100, 200, 500 and 1000. Additional gainssuch as 250 and 333 can be programmed within one percentaccuracy with external jumpers. A single external resistor canalso be used to set the 624’s gain to any value in the range of 1to 10,000.

PRODUCT HIGHLIGHTS1. The AD624 offers outstanding noise performance. Input

noise is typically less than 4 nV/√Hz at 1 kHz.

2. The AD624 is a functionally complete instrumentation am-plifier. Pin programmable gains of 1, 100, 200, 500 and 1000are provided on the chip. Other gains are achieved throughthe use of a single external resistor.

3. The offset voltage, offset voltage drift, gain accuracy and gaintemperature coefficients are guaranteed for all pretrimmedgains.

4. The AD624 provides totally independent input and outputoffset nulling terminals for high precision applications.This minimizes the effect of offset voltage in gain rangingapplications.

5. A sense terminal is provided to enable the user to minimizethe errors induced through long leads. A reference terminal isalso provided to permit level shifting at the output.

FEATURESLow Noise: 0.2 mV p-p 0.1 Hz to 10 HzLow Gain TC: 5 ppm max (G = 1)Low Nonlinearity: 0.001% max (G = 1 to 200)High CMRR: 130 dB min (G = 500 to 1000)Low Input Offset Voltage: 25 mV, maxLow Input Offset Voltage Drift: 0.25 mV/8C maxGain Bandwidth Product: 25 MHzPin Programmable Gains of 1, 100, 200, 500, 1000No External Components RequiredInternally Compensated

FUNCTIONAL BLOCK DIAGRAM

225.3V

124V

4445.7V

80.2V

50V

VB

50V

20kV 10kV

10kV

10kV

AD624

–INPUT

G = 100

G = 200

G = 500

RG1

RG2

+INPUT

SENSE

OUTPUT

REF

20kV 10kV

EK-6 AD624 Data Sheet

REV. C

AD624–SPECIFICATIONSModel AD624A AD624B AD624C AD624S

Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Units

GAINGain Equation

(External Resistor GainProgramming)

40,000

RG

+ 1

± 20%

40,000

RG

+ 1

± 20%

40,000

RG

+ 1

± 20%

40,000

RG

+ 1

± 20%

Gain Range (Pin Programmable) 1 to 1000 1 to 1000 1 to 1000 1 to 1000Gain Error

G = 1 ±0.05 ±0.03 ±0.02 ±0.05 %G = 100 ±0.25 ±0.15 ±0.1 ±0.25 %G = 200, 500 ±0.5 ±0.35 ±0.25 ±0.5 %

NonlinearityG = 1 ± 0.005 ± 0.003 ± 0.001 ± 0.005 %G = 100, 200 ± 0.005 ± 0.003 ± 0.001 ± 0.005 %G = 500 ± 0.005 ± 0.005 ± 0.005 ± 0.005 %

Gain vs. TemperatureG = 1 5 5 5 5 ppm/°CG = 100, 200 10 10 10 10 ppm/°CG = 500 25 15 15 15 ppm/°C

VOLTAGE OFFSET (May be Nulled)Input Offset Voltage 200 75 25 75 µV

vs. Temperature 2 0.5 0.25 2.0 µV/°COutput Offset Voltage 5 3 2 3 mV

vs. Temperature 50 25 10 50 µV/°COffset Referred to the Input vs. Supply

G = 1 70 75 80 75 dBG = 100, 200 95 105 110 105 dBG = 500 100 110 115 110 dB

INPUT CURRENTInput Bias Current ±50 ±25 ±15 ±50 nA

vs. Temperature ± 50 ± 50 ± 50 ± 50 pA/°CInput Offset Current ±35 ±15 ±10 ±35 nA

vs. Temperature ± 20 ± 20 ± 20 ± 20 pA/°C

INPUTInput Impedance

Differential Resistance 109 109 109 109 ΩDifferential Capacitance 10 10 10 10 pFCommon-Mode Resistance 109 109 109 109 ΩCommon-Mode Capacitance 10 10 10 10 pF

Input Voltage Range1

Max Differ. Input Linear (VDL) ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 V

Max Common-Mode Linear (VCM) 12 V −G

2× VD

12 V −G

2× VD

12 V −

G

2× VD

12 V −

G

2× VD

V

Common-Mode Rejection dcto 60 Hz with 1 kΩ Source Imbalance

G = 1 70 75 80 70 dBG = 100, 200 100 105 110 100 dBG = 500 110 120 130 110 dB

OUTPUT RATINGV

OUT

, RL = 2 kΩ ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 V

DYNAMIC RESPONSESmall Signal –3 dB

G = 1 1 1 1 1 MHzG = 100 150 150 150 150 kHzG = 200 100 100 100 100 kHzG = 500 50 50 50 50 kHzG = 1000 25 25 25 25 kHz

Slew Rate 5.0 5.0 5.0 5.0 V/µsSettling Time to 0.01%, 20 V Step

G = 1 to 200 15 15 15 15 µsG = 500 35 35 35 35 µsG = 1000 75 75 75 75 µs

NOISEVoltage Noise, 1 kHz

R.T.I. 4 4 4 4 nV/√HzR.T.O. 75 75 75 75 nV/√Hz

R.T.I., 0.1 Hz to 10 HzG = 1 10 10 10 10 µV p-pG = 100 0.3 0.3 0.3 0.3 µV p-pG = 200, 500, 1000 0.2 0.2 0.2 0.2 µV p-p

Current Noise0.1 Hz to 10 Hz 60 60 60 60 pA p-p

SENSE INPUTRIN 8 10 12 8 10 12 8 10 12 8 10 12 kΩIIN 30 30 30 30 µAVoltage Range ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 VGain to Output 1 1 1 1 %

(@ VS = 615 V, RL = 2 kV and TA = +258C, unless otherwise noted)

43

AD624Model AD624A AD624B AD624C AD624S

Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max Units

REFERENCE INPUTRIN 16 20 24 16 20 24 16 20 24 16 20 24 kΩIIN 30 30 30 30 µAVoltage Range ± 10 ± 10 ± 10 ± 10 VGain to Output 1 1 1 1 %

TEMPERATURE RANGESpecified Performance –25 +85 –25 +85 –25 +85 –55 +125 °CStorage –65 +150 –65 +150 –65 +150 –65 +150 °C

POWER SUPPLYPower Supply Range 66 615 618 66 615 618 66 615 618 66 615 618 VQuiescent Current 3.5 5 3.5 5 3.5 5 3.5 5 mA

NOTES1VDL is the maximum differential input voltage at G = 1 for specified nonlinearity, V DL at other gains = 10 V/G. VD = actual differential input voltage.

1Example: G = 10, VD = 0.50. VCM = 12 V – (10/2 × 0.50 V) = 9.5 V.Specifications subject to change without notice.Specifications shown in boldface are tested on all production unit at final electrical test. Results from those tests are used to calculate outgoing quality levels. All minand max specifications are guaranteed, although only those shown in boldface are tested on all production units.

ABSOLUTE MAXIMUM RATINGS*Supply Voltage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ±18 VInternal Power Dissipation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 420 mWInput Voltage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ±VS

Differential Input Voltage . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . ±VS

Output Short Circuit Duration . . . . . . . . . . . . . . . . IndefiniteStorage Temperature Range . . . . . . . . . . . . . –65°C to +150°COperating Temperature Range

AD624A/B/C . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . –25°C to +85°CAD624S . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . –55°C to +125°C

Lead Temperature (Soldering, 60 secs) . . . . . . . . . . . . +300°C*Stresses above those listed under Absolute Maximum Ratings may cause perma-

nent damage to the device. This is a stress rating only; functional operation of thedevice at these or any other conditions above those indicated in the operationalsections of this specification is not implied. Exposure to absolute maximum ratingconditions for extended periods may affect device reliability.

CONNECTION DIAGRAM

–INPUT

+INPUT

RG1

OUTPUT NULL

INPUT NULL

REF

–VS

G = 200

G = 500

SENSE

RG2

INPUT NULL

OUTPUT NULL

G = 100

+VS OUTPUT

1

2

5

6

7

3

4

8

16

15

12

11

10

14

13

9

TOP VIEW(Not to Scale)

AD624 SHORT TORG2 FORDESIREDGAIN

FOR GAINS OF 1000 SHORT RG1 TO PIN 12AND PINS 11 AND 13 TO RG2

METALIZATION PHOTOGRAPHContact factory for latest dimensions

Dimensions shown in inches and (mm).ORDERING GUIDE

Temperature Package PackageModel Range Description Option

AD624AD –25°C to +85°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624BD –25°C to +85°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624CD –25°C to +85°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624SD –55°C to +125°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624SD/883B* –55°C to +125°C 16-Lead Ceramic DIP D-16AD624AChips –25°C to +85°C DieAD624SChips –25°C to +85°C Die

*See Analog Devices’ military data sheet for 883B specifications.

44

LM148/LM248/LM348Quad 741 Op AmpsGeneral DescriptionThe LM148 series is a true quad 741. It consists of fourindependent, high gain, internally compensated, low poweroperational amplifiers which have been designed to providefunctional characteristics identical to those of the familiar741 operational amplifier. In addition the total supply currentfor all four amplifiers is comparable to the supply current of asingle 741 type op amp. Other features include input offsetcurrents and input bias current which are much less thanthose of a standard 741. Also, excellent isolation betweenamplifiers has been achieved by independently biasing eachamplifier and using layout techniques which minimize ther-mal coupling.

The LM148 can be used anywhere multiple 741 or 1558 typeamplifiers are being used and in applications where amplifiermatching or high packing density is required. For lowerpower refer to LF444.

Featuresn 741 op amp operating characteristicsn Class AB output stage — no crossover distortionn Pin compatible with the LM124n Overload protection for inputs and outputsn Low supply current drain: 0.6 mA/Amplifiern Low input offset voltage: 1 mVn Low input offset current: 4 nAn Low input bias current 30 nAn High degree of isolation between amplifiers: 120 dBn Gain bandwidth productn LM148 (unity gain): 1.0 MHz

Schematic Diagram

00778601

* 1 pF in the LM149

November 2003LM

148/LM248/LM

348S

eriesQ

uad741

Op

Am

p

© 2003 National Semiconductor Corporation DS007786 www.national.com

EK-7 LM348 Data Sheet

Absolute Maximum Ratings (Note 4)

If Military/Aerospace specified devices are required,please contact the National Semiconductor Sales Office/

Distributors for availability and specifications.

LM148 LM248 LM348

Supply Voltage ±22V ±18V ±18V

Differential Input Voltage ±44V ±36V ±36V

Output Short Circuit Duration (Note 1) Continuous Continuous Continuous

Power Dissipation (Pd at 25˚C) and

Thermal Resistance (θjA), (Note 2)

Molded DIP (N) Pd — — 750 mW

θjA — — 100˚C/W

Cavity DIP (J) Pd 1100 mW 800 mW 700 mW

θJA 110˚C/W 110˚C/W 110˚C/W

Maximum Junction Temperature (TjMAX) 150˚C 110˚C 100˚C

Operating Temperature Range −55˚C ≤ TA ≤ +125˚C −25˚C ≤ TA ≤ +85˚C 0˚C ≤ TA ≤ +70˚C

Storage Temperature Range −65˚C to +150˚C −65˚C to +150˚C −65˚C to +150˚C

Lead Temperature (Soldering, 10 sec.) Ceramic 300˚C 300˚C 300˚C

Lead Temperature (Soldering, 10 sec.) Plastic 260˚C

Soldering Information

Dual-In-Line Package

Soldering (10 seconds) 260˚C 260˚C 260˚C

Small Outline Package

Vapor Phase (60 seconds) 215˚C 215˚C 215˚C

Infrared (15 seconds) 220˚C 220˚C 220˚C

See AN-450 “Surface Mounting Methods and Their Effect on Product Reliability” for other methods of soldering surfacemount

devices.

ESD tolerance (Note 5) 500V 500V 500V

Electrical Characteristics(Note 3)

Parameter Conditions LM148 LM248 LM348 Units

Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max

Input Offset Voltage TA = 25˚C, RS ≤ 10 kΩ 1.0 5.0 1.0 6.0 1.0 6.0 mV

Input Offset Current TA = 25˚C 4 25 4 50 4 50 nA

Input Bias Current TA = 25˚C 30 100 30 200 30 200 nA

Input Resistance TA = 25˚C 0.8 2.5 0.8 2.5 0.8 2.5 MΩSupply Current All Amplifiers TA = 25˚C, VS = ±15V 2.4 3.6 2.4 4.5 2.4 4.5 mA

Large Signal Voltage Gain TA = 25˚C, VS = ±15V 50 160 25 160 25 160 V/mV

VOUT = ±10V, RL ≥ 2 kΩAmplifier to Amplifier TA = 25˚C, f = 1 Hz to 20 kHz

Coupling (Input Referred) See Crosstalk −120 −120 −120 dB

Test Circuit

Small Signal Bandwidth TA = 25˚C,LM148 Series

1.0 1.0 1.0 MHz

Phase Margin TA = 25˚C,LM148 Series (AV = 1)

60 60 60 degrees

Slew Rate TA = 25˚C,LM148 Series (AV = 1)

0.5 0.5 0.5 V/µs

Output Short Circuit Current TA = 25˚C 25 25 25 mA

Input Offset Voltage RS ≤ 10 kΩ 6.0 7.5 7.5 mV

Input Offset Current 75 125 100 nA

LM14

8/LM

248/

LM34

8

www.national.com

46

Electrical Characteristics (Continued)(Note 3)

Parameter Conditions LM148 LM248 LM348 Units

Min Typ Max Min Typ Max Min Typ Max

Input Bias Current 325 500 400 nA

Large Signal Voltage Gain VS = ±15V, VOUT = ±10V, 25 15 15 V/mV

RL > 2 kΩOutput Voltage Swing VS = ±15V, RL = 10 kΩ ±12 ±13 ±12 ±13 ±12 ±13 V

RL = 2 kΩ ±10 ±12 ±10 ±12 ±10 ±12 V

Input Voltage Range VS = ±15V ±12 ±12 ±12 V

Common-Mode Rejection RS ≤ 10 kΩ 70 90 70 90 70 90 dB

Ratio

Supply Voltage Rejection RS ≤ 10 kΩ, ±5V ≤ VS ≤ ±15V 77 96 77 96 77 96 dB

Note 1: Any of the amplifier outputs can be shorted to ground indefinitely; however, more than one should not be simultaneously shorted as the maximum junctiontemperature will be exceeded.

Note 2: The maximum power dissipation for these devices must be derated at elevated temperatures and is dicated by TJMAX, θJA, and the ambient temperature,TA. The maximum available power dissipation at any temperature is Pd = (TJMAX − TA)/θJA or the 25˚C PDMAX, whichever is less.

Note 3: These specifications apply for VS = ±15V and over the absolute maximum operating temperature range (TL ≤ TA ≤ TH) unless otherwise noted.

Note 4: Refer to RETS 148X for LM148 military specifications.

Note 5: Human body model, 1.5 kΩ in series with 100 pF.

Cross Talk Test Circuit VS = ±15V

00778606 00778607

00778643

LM148/LM

248/LM348

www.national.com

47

Connection Diagram

00778602

Top ViewOrder Number LM148J, LM148J/883, LM248J, LM348M, or LM348N

See NS Package Number J14A, M14A or N14ALM148J is available per JM38510/11001

LM148/LM

248/LM348

www.national.com

48

ÖZGEÇMİŞ

Aydın KONUK, doğum yerim İstanbul, lise eğitimimi Şişli Endüstri Meslek Lisesinde

(2003-2006), önlisans eğitimimi İstanbul Üniversitesinde (2006-2008), lisans eğitimimi de

Karadeniz Teknik Üniversitesi’nde tamamladım.