Examensarbete 20 poäng, D-nivå
Handledare: Jan Ygge
Mikael Ekström
Examinator: Mikael Ekström
2006-09-07
Utveckling av en högpreciserad noninvasiv teknik för
detektering av Ocular Micro-Tremor med IR-ljus
Institutionen för Datavetenskap och Elektronik
Institution för Klinisk Neurovetenskap
Fadi Hanna
Fareed Humud
Förord
Detta examensarbete, framtaget av Karolinska Institutet, är ett moment i
civilingenjörsutbildningen i Elektronik och motsvarar 20 högskolepoäng på D-nivå. Det har
utförts av två studenter på Mälardalens högskola i Västerås, hösten 2005.
Vi vill passa på att tacka alla som hjälpt oss att göra detta examensarbete till en mycket
intressant uppgift. På Karolinska Institutet i Stockholm vill vi tacka vår medicinska
handledare Jan Ygge för hans tålamod, stöd och pedagogiska sätt att dela med sig av sina
enorma kunskaper, men även för den möjlighet vi fått att göra detta examensarbete. På
Karolinska Institutet vill vi också tacka Tony Pansell och Peter Wanger. På Mälardalens
Högskola i Västerås vill vi framförallt tacka Mika Seppänen som varit en god stöttepelare och
fungerat som bollplank under arbetets gång. Vi vill även tacka vår tekniska handledare och
examinator Mikael Ekström på Mälardalens Högskola i Västerås och avslutar med orden:
Vår natur är i ständig rörelse; absolut vila är lika med döden.
2
Sammanfattning
Mikroögonrörelser är en generell beteckning för ett antal olika tillstånd som
förekommer under fixation. Då man i medicinska sammanhang talar om Ocular MicroTremor (OMT), även kallat för ögats mikro-tremor, avses ett tillstånd som karakteriseras av
små och skakiga rörelser som är mycket låga i amplitud och helt ofrivilliga. Dessa utförs för
att ljusreceptorerna i ögat inte ska bedövas av kontinuerlig belysning. OMT har visat sig stå i
samband med kliniska tillstånd såsom Parkinsons sjukdom, Multipel skleros, djup anestesi
och koma. Dessutom har studier påvisat att frekvensen av OMT:s aktivitet är signifikant
korrelaterad med ålder.
Detta arbete syftar till att undersöka och konstruera, om möjligt, en apparatur som kan
mäta ögats mikro-tremor. Samtidigt skall det vara fullt möjligt att mäta synskärpa.
Apparaturen skulle konstrueras med befintlig teknik för att därmed hålla ner
utvecklingskostnaderna. De tänkbara alternativen har varit den piezoelektriska givaren och
infrarött ljus (IR), men även andra förslag har beaktats under förstudien. Efter att ha
genomfört en förstudie under tre veckors tid, för att konstatera vilken metod som skulle kunna
uppfylla kraven, beslutades i samarbete med Karolinska Institutet att IR var den mest
lämpliga tekniken att implementera. IR har till fördel att den är noninvasiv, vilket är av stor
vikt gällande medicinteknisk utrustning idag. Ett krav på den preliminära konstruktionen har
varit att inte på något sätt utsätta försökspersonen till någon skada i samband med ett försök,
samt att konstruktionen skall vara lätthanterlig.
Resultaten av signalanalysen har varit oerhört svåra att tolka, då det förekommer ett
flertal frekvenser i en och samma signal. Att avgöra vilken signal som är den mest
dominerande är krävande och detta har lett till en stor ovisshet om dem erhållna signalerna
kunnat klassificeras som OMT eller enbart brus. En vidare forskning krävs för att få svar på
denna frågeställning.
3
Abstract
Micro-eye-movements is a general designation for a number of different states that
occurs during fixation. Ocular Micro-Tremor (OMT) is a state characterized by small and
shaky movements, which are very low-amplituded and entirely involuntary. These
movements are performed in order to the photoreceptors in the eye should not overpowering
by continuous lighting. It has been shown that OMT is connected with clinical conditions
such as Parkinson´s disease, Multiple Sclerosis, deep anaesthesia and coma. Studies have also
shown that the frequency of OMT:s activity is significant correlated with age.
The object of the research is to examine and construct, if possible, an apparatus that can
measure the micro-tremors of the eye. It should simultaneously be fully possible to measure
visual acuity. The apparatus would be designed and built with existing engineering to thereby
keep the development low cost. The alternatives have been the piezoelectric strain gauge and
infrared light (IR), but also other proposals has taken into consideration. After the pilot study,
in order to establish which method that would be able to fulfill the demands, it was decided in
collaboration with Karolinska Institute that IR was the most appropriate technique to
implement. IR is non-invasive, which is a great advantage of todays medical technical
equipment. A requirement on the preliminary construction was not on any circumstances
expose the subject to any injury in conjunction with the experiment, and also that the
equipment should be easy to handle.
The results of the signal analysis have been tremendously difficult to interpret, specially
when it exists a different number of frequencies in one and the same signal. It is demanding to
determine the most dominant signal, and this has lead to a big uncertainty if the received
signals could be classified as OMT or only noise. A further research is needed in order to get
answer on this framing of a question.
4
Innehållsförteckning
1 Inledning .............................................................................................................................. 6
1.1 Bakgrund .......................................................................................................................... 6
1.2 Syfte ................................................................................................................................. 7
1.3 Disposition ....................................................................................................................... 7
2 Teori ...................................................................................................................................... 8
2.1 Ögats anatomi och fysiologi............................................................................................. 8
2.2 Ögonrörelser................................................................................................................... 11
2.3 Mätmetoder .................................................................................................................... 13
2.3.1 Piezoelektrisk givare ............................................................................................... 13
2.3.2 VOG (Video-okulografi)......................................................................................... 15
2.3.3 Skleral search coil ................................................................................................... 17
2.3.4 EOG (Elektro-okulografi) ....................................................................................... 18
2.3.5 IR (Infrarött ljus) ..................................................................................................... 19
2.4 Motiv till val av metod ................................................................................................... 20
3 Kretskonstruktion ............................................................................................................. 21
3.1 Pulsgenerator.................................................................................................................. 22
3.2 Precisionslikriktare......................................................................................................... 22
3.3 Analoga Filter................................................................................................................. 23
3.3.1 Bandpass filter......................................................................................................... 23
3.3.2 Lågpassfilter ............................................................................................................ 24
3.4 Förstärkning ................................................................................................................... 25
3.5 Datorförbindelse............................................................................................................. 26
3.6 Strömförsörjning ............................................................................................................ 27
3.7 Sensorn ........................................................................................................................... 27
3.8 A/D-omvandlingskort..................................................................................................... 29
3.8.1 PIC-processorn ........................................................................................................ 29
3.8.2 Programstruktur....................................................................................................... 30
3.8.3 Flödesschema .......................................................................................................... 31
3.8.4 LabVIEW ................................................................................................................ 32
4 Mätutförande ..................................................................................................................... 33
4.1 Experiment med artificiellt öga...................................................................................... 35
4.2 Signalbehandling............................................................................................................ 38
4.2.1 OriginLab ................................................................................................................ 38
4.2.2 Kurvanalys .............................................................................................................. 39
5 Analys & Slutsatser ......................................................................................................... 41
5.1 Förslag till fortsatt forskning.............................................................................................. 43
6 Källförteckning ................................................................................................................. 45
Bilaga A – Kopplingsscheman ......................................................................................... 46
Bilaga B – Mönsterkortslayout ........................................................................................ 48
Bilaga C – Assemblerkod .................................................................................................. 50
5
1 Inledning
I detta inledande kapitel beskrivs rapportens bakgrund innehållande tidigare forskning
som finns inom området ögonrörelser. Även rapportens syfte och frågeställningar framställs.
Slutligen kommer en disposition som beskriver rapportens uppbyggnad.
1.1 Bakgrund
Det sägs ibland att ögat är vårt fönster in till hjärnan. Med hjälp av ögonen ser vi naturen
omkring oss. Hela dagen förser ögonen oss med en ström av information som ingen dator kan
konkurrera med. Varje sekund levererar ögat miljarder impulser till hjärnan som sedan skapar
de bilder vi upplever. Att synen är nära relaterad till hjärnan, råder inget tvivel om. Då synliga
och spontana ögonrörelser kan avslöja känslor och tankar under insamlande av visuell
information, kan mindre och ofrivilliga ögonrörelser ge en indikation på hjärnans olika
funktioner. Studier över ögonens rörelser kan därmed ge värdefulla upplysningar om den
fysiska lokalisationen av olika skador i hjärna och hjärnstam.
För att kunna se klart och tydligt måste ögonen röra sig så att föremålet kan fokuseras.
Vid observation och fixation av ett stillastående objekt står ögonen aldrig helt stilla; utan med
hjälp av s.k. mikroögonrörelser förflyttas bilden på näthinnan. Subjektivt upplever man att
ögonen inte rör sig när blicken är fixerad men ögonrörelser pågår även under fixering. Utan
fixationsögonrörelser skulle syncellerna överstimuleras i näthinnan, och redan efter några
sekunder skulle objektet tonas ut och försvinna. Tre olika komponenter av mikroögonrörelser
förekommer, överlagrat över alla typer av ögonrörelser, under en fixation; tremor, drift och
mikrosaccader.
Tremor är en högfrekvent snabb ögonrörelse med en låg amplitud, där ögats yta
uppskattas röra sig mellan 150-2000 nm, och ett frekvensintervall mellan 30–150 Hz som
uppvisas även då ögat befinner sig i vila. Signalen från OMT:n uppträder som en
oregelbunden oscillerande rörelse med en periodisk komponent, som är snarlik en sinusvåg.
Enligt tidigare studier, utförda på ett varierande antal subjekt med hjälp av en piezoelektrisk
givare, har olika resultat erhållits vad gäller frekvensinnehåll. De olika typvärdena som
tidigare indikerade en frekvenskomponent på 100 Hz av ett flertal studier, har på senare tid
kommit att sjunka ned till 80 Hz.
6
Ett flertal undersökningar av OMT har visat sig stå i samband med kliniska tillstånd
såsom Parkinsons sjukdom (nedbrytning av nervceller i vissa områden av hjärnstammen),
Multipel skleros (inflammatorisk sjukdom i centrala nervsystemet), djup anestesi och koma.
Resultaten visar att frekvensen av OMT avtar signifikant vid dessa befinnanden, jämförande
med ”normalt” tillstånd utan något sjukdomssymptom. Då OMT återgår till dess tidigare
värden under koma, är detta en indikation på att patienten tillfrisknar. På samma vis kan detta
hjälpmedel användas för att bevaka patienter under bedövning samt för att diagnostisera
hjärndöda. Dessutom har studier påvisat att frekvensen av OMT:s aktivitet är signifikant
korrelaterad med ålder. Resultaten indikerade en benägenhet för frekvensparametern att
sjunka med stigande ålder.
1.2 Syfte
Syftet med detta arbete är att konstruera en utrustning som ska kunna mäta OMT. Om
ett sådant instrument lyckas förmå att registrera OMT:s aktivitet skall därefter följande
frågeställningar besvaras utav berörda parter på Karolinska Institutet;
•
Kan OMT relateras till synskärpa? – d.v.s. kan synskärpa mätas synkront med mätning
av OMT?
•
Kan OMT relateras till fixationsstabilitet?
För att kunna besvara ovanstående frågeställningar vill man kunna mäta utan någon
fysisk kontakt med ögat som eventuellt försämrar synfältet och medför obehag för
vederbörande. Detta ställer då ytterligare krav på apparaturen som även bör vara noninvasiv.
1.3 Disposition
Uppsatsen inleds i kapitel två där vi redogör för ögat och dess anatomi. Därefter följer
en beskrivning av ögonrörelser, där vi valt att koncentrera oss på de ögonrörelser som i
huvudsak behandlas i denna rapport. I detta kapitel finns även en redogörelse av ett flertal
olika tekniker för att mäta ögonrörelser.
Nästa del, kapitel tre, behandlar konstruktionsdelen med dess tillhörande moment.
I kapitel fyra beskrivs tillvägagångssättet på kretskortstillverkningen.
I kapitel fem beskrivs utförandet på mätningarna och de resultat som framkommit
I det avslutande kapitlet presenteras en analys av de slutsatser som kan dras från vår
bedrivna forskning samt ger förslag till fortsatt forskning.
7
2 Teori
Vid konstruktion av ett instrument, för användning till uppmätning av ögonrörelser som
bygger på det mänskiga ögat, är det viktigt att känna till ögats fysiska egenskaper samt
ögonrörelsers mekanismer. Denna kunskap är även betydande vid förståelsen av olika
mätförfarandens beskrivningar.
2.1 Ögats anatomi och fysiologi
Strukturen i ögonen beror helt på uppgiften att fokusera ljus på näthinnan. Samtliga
beståndsdelar som ljuset färdas genom, innan det når näthinnan, är genomskinliga för att
förhindra att mindre ljus tränger fram. Hornhinnan och linsen hjälper till så att ljusstrålarna
fokuseras på retina (näthinnan). I näthinnan återfinns de ljuskänsliga fotoreceptorerna
(synceller), stavar och tappar. Stavarna aktiveras vid svag belysning och används vid
mörkerseende, medan tapparna aktiveras vid starkare ljus. Det finns tre sorters tappar som är
känsliga för färger. Dessa aktiveras vid olika våglängder av ljus (blått, grönt och rött) och ger
färgseende. När ljuset träffar syncellerna bleks deras pigment (rodopsin) och denna process
framkallar elektriska impulser som fortleds till hjärnan via synnerven, som inte är en nerv i
samma bemärkelse som andra nerver i kroppen utan i själva verket ett utskott på hjärnan. Där
omtolkas nervimpulserna och en bildförnimmelse uppstår. Detta skulle kunna tolkas som att
ögonen enbart finns till för att samla in information medan det verkliga seendet görs i hjärnan.
Nedanstående figur illustrerar ögats anatomi.
Figur 2.1 Ögats anatomi
8
Ljuset, som kommer in i ögat via ett yttre medium såsom luft, passerar först hornhinnan,
in i den främre ögonkammaren. Hornhinnan, som är rundad, står för den huvudsakliga
brytningen av ljuset (¾), vilket gör den till ögats kraftigaste ljusbrytande del. Den främre
ögonkammaren är fylld med kammarvatten, en helt klar vätska som består till största delen av
vatten och salt. Vätskan är viktig för transporten av näring till linsen och hornhinnan, och för
att föra bort slaggprodukter, eftersom linsen och hornhinnan inte har någon egen
blodförsörjning, samt för att upprätthålla ett tryck i ögat. Trycket från kammarvattnet spänner
ut hornhinnan så att den blir helt konvex, vilket är nödvändigt för att ljuset ska samlas på
linsen. Den främre ögonkammaren avgränsas bakåt av iris, en ring av i huvudsak lucker
bindväv och glatta muskelceller. I iris finns gott om melanocyter, som producerar pigmentet
melanin. Mängden melanin avgör ögonfärgen. Mitt i iris finns en rund öppning som kallas
pupillen. Muskler i iris reglerar pupillens storlek, och styr inflödet av ljus in i ögat. Pupillen
fungerar som bländaren i en kamera, och ser till att ljusnivån i ögat hålls konstant. Om för
mycket ljus släpps in skulle näthinnan skadas, och om för lite ljus släpps in ser ögat inget.
Innanför iris finns den bakre ögonkammaren. Denna begränsas bakåt av linsen, en bikonvex,
elastisk struktur som fokuserar ljuset på näthinnan. Innan ljuset når näthinnan måste det ta sig
genom glaskroppen, en geléartad massa som fyller ut ögats insida. Glaskroppen är bland annat
ansvarig för att ögat behåller sin form och håller kvar näthinnan på dess rätta plats. Mitt i
näthinnan, i ögats ljusaxel, finns gula fläcken (macula lutea). I centrum av gula fläcken finns
en liten grop (fovea) som enbart innehåller tappar, och här är synskärpan som störst.
Ögat hålls på plats av 3 par antagonistiska muskler som fäster vid ögongloben, se figur
2.2. Dessa svarar för ögonbulbens rörlighet och styr ögats rörelser i olika plan som uppvisas i
figur 2.3. Fyra raka muskler (m. rectus superior/ inferior/ medialis/ lateralis) styr ögat i
horisontellt och vertikalt led. Två sneda muskler (m. obliqus superior/ inferior) styr ögats
torsionsrörelser. Den övre sneda muskeln löper runt en ögla vid den övre, inre kanten av
ögonhålan och fäster brett vid senhinnan under fästet för den övre raka muskeln. Den nedre
sneda muskeln utgår från ögonhålans främre, nedre kant. Generellt är motorenheterna i dessa
muskler mycket små, som ger smidiga, precisa och snabba rörelser av ögat.
9
Figur 2.2 Ögats muskulatur
Figur 2.3 Ögats rörelser i sex olika riktningar.
10
2.2 Ögonrörelser
När en människa betraktar ett föremål kan ögat endast befinna sig i ett av två tillstånd:
antingen är ögat fixerat vid en viss punkt eller så håller fixeringspunkten på att förflyttas.
Förflyttningstillståndet kallas för saccad och tillståndet som inträffar mellan två saccader
kallas för fixering.
Saccader används för att projicera ett önskat visuellt objekt i omgivningen på fovea, och
dess huvudfunktion är att ändra fixationspunkt. Saccader är av ballistisk natur, då denna väl
påbörjats kan den inte modifieras. Då en saccad pågår är synsystemet kraftigt hämmat. Vidare
kan inte en ny saccad påbörjas förrän tidigast 100-200 ms efter att en har avslutats.
Varaktigheten för en saccad beror på avståndet från ett visuellt objekt till ett annat, och
varierar mellan 30-120 ms.
Efter en saccad följer ofta en fixation, vilket är en period där ögat hålls relativt stabilt för
att iaktta ett objekt. Även under en fixation håller sig inte ögat helt stilla, utan gör flera små,
skakiga rörelser. Fixationen kan driva iväg sakta men korrigeras då av ett litet, saccadliknande, hopp, en s.k. mikrosaccad. Fixationer pågår mellan 200 – 600 ms, därefter påbörjas
en ny saccad. De små och skakiga rörelserna är nödvändiga för att ett objekt ska kunna
betraktas. Om objektet skulle vara fast fixerat på näthinnan skulle det efter några sekunder
tonas ut och försvinna. Dessa miniatyrrörelser, som är mycket låga i amplitud och helt
ofrivilliga, karakteriseras av tre komponenter;
• Mikrosaccader
• Drifts
•
Tremor
Mikrosaccader kan beskrivas som kvicka och ryckiga positionsförändringar som
uppkommer för att fixera bilden på retina och fovea. Drifts kan leda fixeringen bort från fovea
och det är då mikrosaccaderna uppfyller sin funktion genom återpositionering. Ett annat
exempel då mikrosaccaderna återpositionerar sig är efter en saccad, då denna sällan hamnar i
den fixationspunkt ögonen var riktade till. Varaktigheten för mikrosaccader beror, precis som
andra saccader, på dess amplitud där medianen ligger i storleksordningen av 10 µm, och
varierar mellan 10-20 ms.
11
Drifts kan beskrivas som långsamma och ryckiga rörelser som gör att bilden av
fixationen kvarstår på fovea. Drift och mikrosaccader har snarlika funktioner, dock inträffar
drifts mer frekvent. Vid fixation över en längre period går 95 % av tiden till drift. Denna har
en amplitud i samma storleksordning som mikrosaccader (10 µm) och en frekvens på ungefär
0,5 Hz.
Tremor kan beskrivas som en oscillerande rörelse runt ögats axel med hög frekvens, 30150 Hz, och låg amplitud, 150-2000 nm. Tremorns funktion är att fotoreceptorerna i ögat inte
ska bedövas av kontinuerlig belysning. Tremor och drifts följs alltid åt, men trots detta är de
olika komponenterna oberoende av varandra. Figur 2.4 illustrerar fixationsögonrörelser på
näthinnans fotoreceptorer.
Figur 2.4 Fixationsögonrörelser på näthinnans fotoreceptorer.
Tremorn är överlagrad på de långsamma driften (kurvig linje).
Mikrosaccad (rak linje). Diametern på den cirkulära fläcken
av fovea motsvarar i verkligheten 0,05 mm.
12
2.3 Mätmetoder
Det finns flera olika sorters tekniker för att mäta ögonrörelser hos människor. Vissa
används främst i kontrollerade miljöer medan andra är mer anpassade för vardagligt arbete.
Det finns två huvudtyper av ögonrörelsemetoder, de som mäter ögats position relativt till
huvudet samt de som mäter ögats orientering i rummet. Nedan beskrivs fem olika metoder
som skulle kunna lämpa sig för vårt ändamål.
2.3.1 Piezoelektrisk givare
Denna metod bygger på principen som dess materials elektriska egenskaper innehar,
som har sin grund i kristallstrukturen atomerna sitter ordnade i. När vissa material, såsom
exempelvis kvarts, utsätts för en kraft uppstår en elektrisk spänning. Atomerna i en
kvartskristall är strukturerade såsom en hexagon, med olika laddningar mellan sig. I ett
statiskt tillstånd tar laddningarna ut varandra, men däremot förskjuts dessa i ett dynamiskt
tillstånd, och hela kristallen får en total laddning, vilket illustreras i figur 2.5
Figur 2.5 Principbild över piezokristall
Den piezoelektriska givaren består av en skiva av det piezoelektriska materialet där
skivans två motsatta ytor belagts med elektriskt ledande metallskikt. Eftersom samtliga
piezoelektriska material som används för givare har mycket hög resistivitet bildar givaren en
kondensator vilken laddas upp av den av kraften alstrade elektriska laddningen. Då dennes
isolationsresistans inte är oändlig, handlar det enbart om en tidsfråga innan en urladdning är
ett faktum. Därmed kommer en föränderlig laddning, som sjunker mot noll, att erhållas vid en
statisk belastning.
13
Figur 2.6 En ekvivalent krets på en piezokristall
Laddningen skulle kunna antas komma från en kontantströmsgenerator med en direkt
proportionalitet mot den utförda kraften. En specifik kraft ( Fx ) bidrar därmed till en specifik
laddning ( Q x );
Q x = k * Fx (k= proportionalitetskonstant)
Spänningen ( U x ) över kondensatorn ( C x ) som denna laddning ( Q x ) bidrar till är följande;
Ux =
Qx
Cx
Utifrån ovanstående kan strömkällan ( i ) härledas;
i=
dQ x
dF
=k⋅ x
dt
dt
Tidskonstanten för urladdningen kan självregleras och därmed kan problemet med statiska
laster i princip motverkas till fullo. Till följd av detta uppkommer tidigare problematik med
urladdningen i samband med inkoppling av ett instrument. Om piezogivaren utsätts för en
statisk belastning kommer givarens utsignal inte att kunna vara konstant eftersom
laddningarna läcker ut genom piezokristallens inre resistans (Rx). Givaren passar därför bäst
till dynamiska förlopp. När man mäter på piezogivarens utgång, t.ex. med ett oscilloskop,
kommer dels kapacitansen att påverkas (öka) vilket innebär att utspänningen för en given
kraft kommer att bli lägre, och dels kommer läckningen att öka därför att mätprobens
ingångsresistans är 10MΩ, vilket är lägre än piezokristallens inre resistans (Rx).
14
2.3.2 VOG (Video-okulografi)
Denna teknik innefattar en kamera, som iakttar vederbörande på håll, samt ett därtill
kopplat bildbehandlingssystem med uppgift att tolka kamerans bilder. Ögats position kan
bestämmas genom att söka efter särdrag hos ögat, t.ex. gränsen mellan sklera och iris (limbus)
eller gränsen mellan iris och pupill.
Limbus detektering
Denna metod fastställer ögats position i förhållande till huvudet med stöd av form och
position utav limbus. Då det vanligtvis råder stora kontraster mellan den vita skleran och
mörka iris, blir dessa drag lätta att upptäcka. En nackdel är dock den förhållandevis stora
storleken på iris, vilket leder till en frekvent tilltäppning utav ögonlocken. Detta är i synnerhet
en problematik för registrering av vertikala ögonrörelser.
Pupill detektering
Denna metod är snarlik den föregående (limbus detektering) i de flesta avseenden. Den
klarar emellertid av att registrera vertikala ögonrörelser beroende på den mindre storleken
som pupillen har. En nackdel med metoden är en försämring av kontrastförhållandet mellan
pupill och omgivande iris. Figur 2.7 illustrerar ett öga som delats in med hjälp av matriser för
att överskådliga informationen och för att senare kunna räkna ut position med hjälp av
avancerade algoritmer.
Figur 2.7 Öga under observation.
Purkinjebilder
De främre och bakre ytorna på cornea respektive på den kristalliska linsen bildar fyra
skikt som återspeglas i form av fyra små vita cirklar på pupillen vid belysning från en extern
ljuskälla (IR-ljus), se figur 2.8. Dessa brukar kallas för Purkinjebilder och har sitt ursprung i
15
olika brytningsindex mellan de skilda skikten. Genom att registrera positionen på punkterna
kan man med hjälp av matematiska algoritmer lokalisera ögats position, och därmed även
storleken på förflyttningen. För att kunna separera huvudrörelser från ögonrörelser krävs två
referenspunkter på ögat. En lägesförändring mellan dessa två punkter, t.ex. pupillens centrum
och en av Purkinjebilderna, ändras därmed enbart med ögonrörelsen och förblir relativt
konstant vid mindre huvudrörelser. Då ljuskällan är placerad på en fixpunkt i förhållande till
ögat, leder detta till att Purkinjebilderna är relativt stabila medan ögongloben, och följaktligen
även pupillen, roterar i sin ögonhåla. Figur 2.9 illustrerar en approximerad positionering av
puppill och näthinnans reflektion då det vänstra ögat roterar för fixering vid kalibreringspunkter.
Figur 2.8 1:a reflektionen är från corneas yttre yta. 2:a reflektionen är från corneas inre yta,
3:e uppkommer i linsens främre yta och den 4:e uppkommer i linsens bakre yta.
Figur 2.9 Ögats fixation vid nio kalibreringspunkter.
16
2.3.3 Skleral search coil
Denna metod bygger på principen med magnetisk induktion. Med en lämplig trådspiral
kan en växelström skapas i ett magnetfält. När denna sätts in i magnetfältet, kommer en ström
att induceras i trådspiralen. Denna signal har samma frekvens som det omgivande fältet, och
en storlek som är proportionell mot sinus för rotationsvinkeln mellan fältlinjerna och
trådspiralen, och antal varv på trådspiralen. Enligt Faraday’s lag, är även storleken på den
inducerade signalen proportionell mot fältets frekvens, då induktionen beror på hastighetens
förändring i magnetflödet.
Figur 2.11
En silikonring innehållande en liten koppartråd inlindad inuti ringen, fästs på ögats yta
(se figur 2.12). Den inducerande signalen mäts sedan upp med hjälp av en förstärkare. Genom
att skapa två magnetfält med olika faser eller frekvenser som projiceras ortogonalt i rummet,
kan denna metod användas för att mäta både horisontella och vertikala (Φ och Θ, se figur
2.11) ögonrörelser. Infogandet av ytterligare en slinga koppartråd i silikonringen möjliggör
uppmätning av torsionsrörelser (Ψ, se figur 2.11). Trots att denna teknik är invasiv,
omständlig vad gäller insättnings- och borttagningsprocedur (se figur 2.13), och kräver
lokalbedövning, är den ännu erkänd som den gyllene metoden för mätning av ögonrörelser.
Detta tack vare den fysiska kontakten med ögat som ger dess exakta mätresultat.
17
Fig. 2.12 Silikonring
Fig. 2.13 Insättning av silikonring
2.3.4 EOG (Elektro-okulografi)
Denna metod bygger på principen att ögat fungerar som en elektrisk dipol och utnyttjar
den elektriska potentialskillnaden som existerar mellan cornea (hornhinna) och retina
(näthinna). Den uppvisande potentialskillnaden är troligen orsakad av den elektriska
laddningen skapad i fotoreceptorerna (syncellerna) i retina, och ligger i storleksordningen 0.4
– 1.0 mV, där cornea är positivt laddad gentemot sin motstående pol. En lägesförändring,
frambringad av dipolen, i det elektriska fältet kan registreras med hjälp av elektroder som
placeras runt ögat, vilket i sin tur kan transformeras till en signal som framställer ögats
rotationsvinkel.
Metoden har emellertid några nackdelar. Då den elektriska potentialen är inducerad av
fotoreceptorerna, kommer potentialskillnaden sannolikt att ändras under olika betingelser,
såsom omgivande belysning, men även rörelser orsakade av ansiktsmuskler runt om ögat kan
interferera signalen.
Figur 2.10 EOG
18
2.3.5 IR (Infrarött ljus)
Denna metod bygger på principen med ljusreflektion. Om en fixerad ljuskälla riktas
nära ögat, kommer mängden ljus som återreflekteras till en fixerad detektor att variera med
ögats position, se figur 2.14. För att kunna detektera rörelse uppmäts intensiteten av IR-ljus
som reflekteras från ögats yta. En skillnad i ljusintensiteten av det reflekterande ljuset
uppfattas av mottagaren varje gång en förflyttning sker.
Figur 2.14 Sändare och mottagare för IR-system.
Eftersom denna metod utnyttjar IR-ljus som källa bör det omgivande ljuset även beaktas
då det finns all slags ljus runt omkring oss. En uppenbar risk är att ljus ifrån omgivningen,
såsom solljus, lampor och lysrör kan ge upphov till felaktiga indikeringar. Detta problem kan
vara svårt att eliminera till fullo, men kan dämpas avsevärt genom strobning (pulsning), och
genom att ett specifikt ljus inom ett visst frekvensområde sänds ut, därav val av IR. IR-ljus
utnyttjades även då det har den fördelen att det är osynligt för ögat, och därmed ej
distraherande för vederbörande. Strobning innebär att man tänder och släcker med en frekvens
större än 100 Hz, för att på så vis skapa en avgörande skillnad mellan de olika ljusen. Då
lysrör genererar ett konstant ljus innehållande pulser med frekvensen 50/100 Hz kan man,
genom att låta IR-ljuset bestå av korta pulser (i vårt fall valde vi att pulsera med 11 kHz),
filtrera fram ljuspulserna ur bakgrundsljuset tämligen enkelt med en kondensator.
Kondensatorns funktion är ju som bekant att låta växelspänning passera igenom medan den
förhindrar likspänning.
19
2.4 Motiv till val av metod
Det finns idag en rad olika tekniker för att avgöra ögonens rörelser och position. Ett
flertal av dessa går ut på att apparaten som ska avgöra ögonens läge har direkt fysisk kontakt
med ögonen, och kräver därmed anestesi. Det är inte en variant som är tillämpbar här. Istället
utnyttjas den teknik som med hjälp av infrarött ljus mäter ögats förflyttning. Tekniken går ut
på att belysa ögat med infrarött ljus, vars våglängd ligger utanför det synliga spektrat. Med
hjälp av digitala signalbehandlingstekniker kan därefter ytterligare filtrering och förstärkning
utföras vid behov för en noggrannare frekvensanalys.
Denna teknik är noninvasiv och lämpar sig till alla personer oavsett ålder, ögonform
eller ögonstorlek. Tidigare studier har uppmät OMT signaler med hjälp av piezoelektrisk
givare. Denna metod har till nackdel, likt många andra beskrivna metoder, att givaren har
direkt fysisk kontakt med ögonen och kräver därmed anestesi.
20
3 Kretskonstruktion
Här följer en redogörelse på kretskonstruktionen och dess beståndsdelar. För att
underlätta arbetsgången bygger man systematiskt upp små kretsar vilka sedan sammansätts till
att bilda hela konstruktionen. Olika tester utförs innan kretsen börjar byggas upp, där båda
datorsimuleringar och praktiska uppkopplingar görs. Detta underlättar att spåra de fel och
avvikelser som förekommer vid konstruktion, och tillåter att man optimerar tills bästa möjliga
resultat kan uppnås. Nedan följer ett flödesschema som beskriver de olika förloppen i
processen, och som kan hjälpa till med förståelsen.
Flödesschema
Figur 3.1 Flödesschema över processen
21
3.1 Pulsgenerator
Tidigare nämndes att en bärvåg med en bestämd frekvens behövde skapas för att dämpa
ljus från omgivningen. Till detta ändamål används en Schmittrigger (CD40106BE). Denna
krets skapar en fyrkantsvåg som kan moduleras till olika frekvenser. För att ställa in den
önskade frekvensen kopplades en vridpotentiometer till, där olika resistans ger olika
frekvenser.
Figur 3.2 Pulsgeneratorn med kretsen CD40106BE
3.2 Precisionslikriktare
För att enbart kunna detektera rörelse som en spänningsnivå, (DC-nivå förändring
beroende av den pålagda rörelsen) användes precisionslikriktaren. Dess funktion är att ta bort
signalens sinusformade negativa halvperiod. Denna halvperiod adderas till den positiva.
Fördelen med denna krets är att den erhållna signalen är en representation av rörelsen och
dess storlek i form av en DC-nivå förändring.
Figur 3.3 Precisionslikriktare
22
3.3 Analoga Filter
Analoga filter delas i två grupper; aktiva och passiva filter. Där passiva filter endast
nyttjar sig av passiva komponenter såsom kondensator, spole och motstånd. Medan aktiva
filter nyttjar sig av aktiva komponenter där i huvudsak operationsförstärkare förekommer. Det
går även att hitta färdiga filter på marknaden.
3.3.1 Bandpass filter
Tidigare nämndes att bärvågen behövde filtreras, för att endast uppbära den önskade
frekvensen. Till detta ändamål designades ett bandpassfilter med ett bandpass på 11 kHz, se
figuren nedan.
Figur 3.4 Gränsfrekvensen för bandpassfiltret
Figur 3.5 Test signal genom Bandpassfiltret
23
Bilden ovan visar en test signal på 11 kHz genom bandpassfiltret. Från figuren framgår det att
signaler i passbandet passerar utan större dämpning eller distorsion.
Filtret nedan designades med hjälp av två filter i kaskad, ett högpass- respektive ett
lågpassfilter. På så sätt kan ett förhållandevis bra filter erhållas, utan att allt för avancerade
filter behöver konstrueras, vilka kan bli mycket kostsamma att designa.
Operationsförstärkaren som användes till denna funktion var av typ TL074.
Figur 3.6 Kretsschema för bandpassfilter av 4:e ordningen
3.3.2 Lågpassfilter
För att eliminera högfrekventa signaler från den uppmätta signalen designades ett
lågpassfilter. Detta lågpassfilter består av två kaskadkopplade Butterworth-filter av andra
ordningen. Designen uppritades och testades med hjälp av PSpice, för att sedan realiseras på
labborationsplatta. Därefter kontrollerades, med hjälp av en funktionsgenerator, att oönskade
frekvenser dämpades. Resultatet var klart godkänt och konstruktionen implementerades i
kretsen. Nedan visas en figur från den simulerade PSpice modellen. Operationsförstärkaren
som användes till detta filter var även den av typen TL074.
Figur 3.7 Kretsschema för lågpassfilter av 4:e ordningen
24
3.4 Förstärkning
Det sker två förstärkningar i kretsen. Den ena förstärkaren är i början av kretsen, precis
efter att signalen tagits emot från mottagaren (fototransistorn), medan den andra
förstärkningen sker vid slutet av kretsen. Båda förstärkningarna använder traditionella
operationsförstärkare och kopplingen är av typen inverterad förstärkarkoppling. Den totala
förstärkningen i hela kretsen är ungefär 40 dB. Från tidigare studier vet man att den sökta
signalen från ögat kommer att vara mycket låg i amplitud, och därmed behövs en hög
förstärkning för att synliggöra denna.
Figur 3.8 Inverterad förstärkarkoppling
25
3.5 Datorförbindelse
I början av projektet tänktes en mikrokontroller användas för att digitalomvandla den
analoga signalen och skicka in den till datorn via seriella porten. Därför konstruerades ett
A/D-kort med seriell förbindelse. Men efter ett antal mätningar upptäcktes att
mikrokontrollens A/D omvandlare, med sina 10 bitars upplösning och omfånget 5 V (1024
nivåer), inte räcker till för att registrera den lågamplituda signalen. Detta ger upplösningen
5/210 = 5/1024 ≈ 4,9 mV, som uppenbarligen är för lite. Med andra ord behövs ett större
omvandlingsområde än 10 bitar, förmodligen minst 12 eller 14 bitar (4096 respektive 16384
nivåer).
Ett alternativ till den seriella överföringen, för att bibehålla signalbehandlingen i datorn,
är att skicka in signalen via mikrofoningången på ljudkortet. En fördel med denna metod är att
inte behöva beakta till transformeringsprocessen, ty ljudkortets A/D omvandlare gör jobbet
med relativt hög precision. Ett billigt traditionellt ljudkort som inte kostar mer än några få
hundra kronor har minst 16 bitars upplösning. Men när signalen skall skickas in i datorn via
ljudkortet bör man vara medveten om att mikrofoningången inte klarar höga spänningar, då
den är anpassad för mikrofoner. Flera tester visade att olika datorer klarar av olika
inspänningar på ingången, innan signalen klipps av det inbyggda filtret. Den stationära datorn
som användes vid mätutförandet klarade av hela 160 mV peak-to-peak, medan bärbara datorer
enbart klarat av 30 mV peak-to-peak, innan signalen klipptes av. Nu återstår det att se till att
signalen som lämnar kretsen och som sänds in i datorn ej får ha en amplitud som överstiger
dess kapacitet, som tidigare nämnts vara 160 mV peak-to-peak. Detta går att förhindra genom
en konstruktion bestående av schottkydioder, en speciell koppling som tillåter att signalen
skalas ner linjärt utan att det maximala värdet överskrids. De frekvenser ljudkortets
mikrofoningång arbetar med är 20 till 20000 Hz. Vilket lämpar sig mer än väl för detta
projekt.
Figur 3.9 Kretsschema för signalutgången till datorn
26
RC-länken, i figuren ovan, som befinner sig i början av kretsen har som funktion att ta bort
den DC-nivå som kan bildas efter sista förstärkarsteget. Om DC-nivån inte tas bort fungerar
inte konstruktionen och kretsen börjar släppa genom för hög spänning.
3.6 Strömförsörjning
För strömförsörjningen byggdes en matningskrets med hjälp av spänningsregulatorer,
likriktardioder och stabiliseringskondensatorer. Här utnyttjas även en adapter för att minska
konstruktionens storlek och komplexitet, ty implementering av transformator direkt i kretsen
skulle uppta en större yta på kretskortet samtidigt som det kan föreligga en viss fara då den
varken är CE- eller S-märkt. Bryggkopplingen består av två likriktardioder, två
spänningsregulatorer och fyra stabiliseringskondensatorer. Spänningsregulatorerna har till
funktion att leverera likspänning på +15 volt (L7815) respektive -15 volt (L7915) till kretsen.
Kondensatorerna stabiliserar spänningen och ser till att matningen håller sig stabil. Dioderna
1N4001 likriktar spänningen och därmed erhålls en DC-nivå.
Figur 3.10 Kretsschema för matningskretsen.
3.7 Sensorn
Detekteringssensorn består av två enheter; en sändare (IR-diod) och en mottagare
(fototransistor). Båda elementen är anbringade i en liten hylsa parallellt med varandra. På
baksidan av sensorhuvudet sitter kabeln som binder ihop sensorn med kretsen.
Figur 3.11 Sensor
27
Kabeln som binder ihop sensorn med kretsen är en skärmad koaxialkabel med partvinnade
trådar som reducerar effekten av magnetiska fält. Två trådar används till mottagaren och två
trådar används till sändaren, medan den femte tråden används som skärmjord.
Figur 3.12 Lemo hylsa.
För att koppla ihop sensorkabeln med kretsen användes kontaktdon av fabrikatet Lemo.
Stiftdonet (hane) sitter på sensorkabelns ände och hylsdonet (hona) sitter på kretskortet.
Lemo hylsor är speciellt passande för medicinska applikationer och har väldigt bra
skärmegenskaper, vilket reducerar störningsfaktorn.
Figur 3.13 Slutkonstruktionen
28
3.8 A/D-omvandlingskort
3.8.1 PIC-processorn
PIC-processorn är en 40 pin, programmerbar IC krets. För mer detaljerad information
besök www.microchip.com.
Figur 3.14 PIC18F4520
En mikrokontroller är en programmerbar IC krets med många fördelar som kan anpassas till
olika applikationer. Detta projekt skulle dra nytta av att PIC18F452 har en 10-bitars A/Domvandlare och en seriell förbindelse till datorn.
Mikrokontroller förekommer ofta i många elektronikapplikationer på grund av dess
flexibilitet och låga kostnad. De finns i olika former vilket ökar dess förmåga att anpassas i
olika kretsar och apparater. I detta projekt användes PICF18452 från Microchip, med
anledning till att den fanns tillgänglig för experiment på labbet och att den uppfyllde alla krav
som ställdes för att genomföra projektet. Med hjälp av PIC:en konverteras den analoga
signalen till digital som vidare överförs till datorn via UART. UART är mikrokontrollerns
seriella förbindelse till datorn genom seriella porten. För att styra mikrokontrollern skrevs
assembler kod, se bilaga C. Programmet tog hand om A/D-omvandlingen och
kommunikationen till datorn.
29
3.8.2 Programstruktur
Här följer en beskrivning av programmet som skrevs för att styra mikrokontrollern.
Till en början utväljs vilka portar på processorn som skall initieras till ingångar respektive
utgångar. För detta projekt behövdes inga utgångar, utan istället var det viktigt att initiera
ingångarna eller snarare ingången då det enbart fanns en signal som skulle digitalomvandlas.
Register ADCON0 tar hand om bland annat vilka portar som ska bli ingångar respektive
utgångar. Där ställs ADON biten till 1, vilket innebär att A/D-omvandlaren är aktiv. Vidare
ställs biten GO_DONE till 1, för att börja omvandlingen. Sedan skulle AD-omvandlarens
klocka ställas till den önskade frekvensen. En samplingsfrekvens på ungefär 625 kHz valdes,
ju högre desto bättre men processorn har även den sina begränsningar.
Upplösningen på det värde som företräds digitalt väljs med hjälp av registret ADCON1.
Processorn har en 16-bitars adress uppdelad i två 8-bitars register; ADRESH och ADRESL,
för att representera det digitala värdet. Det är fullt anpassningsbart till applikationen som
önskas. Till detta projekt valdes ADRESH, ett 8 bitars tal med den mest signifikanta biten i
slutet.
Efter A/D-omvandlingen skall den digitala signalen skickas till datorn, som utförs med
hjälp av UART. Värdet i ADRESH från A/D-omvandlingen skrivs till ett register i processorn
som kallas TXREG. För att hantera TXREG behövs det att transmitt-funktionen aktiveras,
detta görs genom att biten TXEN sätts till 1. Sedan skapas en loop som kontrollerar att man
inte skriver till TXREG när den är full. Loopen kontrollerar att TXREG är klar för att ta emot
data, i annat fall väntas till TXREG är klar för att ta emot data.
För att seriella porten ska kunna kommunicera med datorn måste även baudrate ställas
in. Samma baudrate måste ställas in båda i processorn och i datorn. När man vill ha en
höghastighetsförbindelse bör man ha en hög klockfrekvens. Detta projekt har en
klockfrekvens på 5 MHz vilket gör att man kan ställa en hög baudrate. Baudrate valdes till
19200, detta åstadkoms genom att skriva värdet ”64” till registret SPBRG.
30
3.8.3 Flödesschema
31
3.8.4 LabVIEW
LabVIEW (Laboratory Virtual Instrument Engineering Workbench), är ett grafiskt
programmeringsverktyg, som är speciellt utvecklat för insamling, analys och presentation av
mätdata. Det är ett kraftfullt och flexibelt programmeringsverktyg som arbetar med de flesta
instickskort. LabVIEW är utvecklat och marknadsfört av National Instruments (NI) i USA,
www.ni.com. National Instrument är ett av världens största företag för bearbetning av data,
men som också har ett stort sortiment av hårdvara för datainsamling. LabVIEW kombinerar
enkel programmering med stor flexibilitet och kan användas till en lång rad av applikationer.
Den underlättar för datorn att automatisera mätning, styra instrument, analysera signaler,
realisera motorstyrning, analysera bilddata och utföra matematiska beräkningar.
I LabVIEW används det ikoner istället för textrader för att skapa tillämpningar.
Användargränssnitt och frontpaneler skapas med hjälp av objekt. I LabVIEW kan ett
gränssnitt byggas genom att använda verktyg och objekt. Användarens gränssnitt är en panel
med kontroller och indikatorer. I blockdiagrammet tillförs sedan den grafiska koden. Koden
används för att programmera kontrollerna och indikatorerna. Man kan även se hur data
passerar genom programmet steg för steg och på så vis följa dess väg, detta gör att felsökning
och programutveckling underlättas en hel del.
I LabVIEW finns det hundratals exempel på färdiga virtuella instrument (VI). Dessa kan
användas när ett eget program sätts upp, genom att modifiera det färdiga VI och anpassar den
till sin egen tillämpning. Det går även att frambringa egna VI, då genereras ett panelfönster
och ett diagramfönster. I panelfönstret definieras de variabler som vill användas, det är även
här variablernas värden syns vid uppspelning av programmet. I panelfönstret sker själva
programmeringen genom tråddragning av kontroller och indikatorer, som sedan
sammanlänkas. Programmet är helt integrerat för kommunikation med maskinvara som GPIB,
VXI, PXI, RS-232, RS-458 och datainsamlingsenheter av plug-in-typ.
32
4 Mätutförande
För att undersöka ett förfarandes optimala mätutförande prövades ett flertal mätmetoder.
Vid ett tidigt skede tänktes sensorn monteras fast på ett par glasögon, vilka skulle sitta på
huvudet och därmed eliminera huvudrörelser. Men denna metod saknade stabilitet och
flexibilitet, och man kom inte från att givaren gav alldeles för stora lågfrekventa signaler.
Figur 4.1 Ett försök med glasögon.
Nästa metod var att montera sensorn på ett fristående stativ, medan huvudet vilade på ett
hakstöd. Denna metod gav mycket bättre resultat, då sensorn flexibelt kunde flyttas runt
framför ögat och därmed var det lättare uppnå en optimal position. Stora huvudrörelser
minskade markant, dock försvann de aldrig helt. Bilderna nedan, se figur 4.2 och 4.3, visar en
demonstration på hur denna metod är tänkt. Det framgår kanske inte från bilderna att det är
stabilt men det är endast en demonstration. Det är tänkt att stativet, där hakan vilar, skall
fästas i bordet och skall vara utformad på så sätt att hakan sitter i för att hållas stabilt.
Figur 4.2 och 4.3 Ett försök med hjälp av ett stativ.
33
Vid ett senare skede, när försök utfördes vid Bernadottes laboratorium, användes skleral
search coil buren, se figur 4.4. Detta visade sig vara den hittills bästa mätmetoden. Det är en
kvadratisk bur som låter försökspersonen sitta relativt fixt i. Sensorn sitter fast på en plastbalk
som i sin tur sitter fast i burens överdel. Efter att försökspersonen suttit inuti buren hissas den
övre delen ner och sensorn fästs på den övre delen. Sensorn placeras snett framifrån ögat. Den
tillhörande stolen är höj- och sänkbar, vilket gör att den anpassar sig efter försökspersonens
längd. För att dämpa huvudrörelserna får användaren ett hakstöd och en bitskena. Denna
metod minskade huvudrörelser enormt, jämfört med tidigare metoder som prövats, och gav
större flexibilitet till sensorns placering.
Figur 4.4 Den övre delen av buren.
Bilden ovan visar den övre delen av buren, och mitt i denna sitter fästningen som hakan vilar i
och bitskenan. Den övre fästningen som framgår från bilden visar var sensorn fästs. När
försökspersonen sitter på plats och alla justeringar är utförda kan mätningen påbörjas. Den
uppmäta signalen spelas in i datorn med hjälp av Windows inbyggda ljudinspelare, det går
emellertid att använda vilken mjukvara som helst där inspelning är möjlig. Flera mätningar
görs och dess inspelningar sparas för vidare signalanalys.
34
4.1 Experiment med artificiellt öga
För att ta reda på apparaturens precision behövdes ett mått på något konkret. Därför
utfördes ett experiment med ett artificiellt öga (porslin öga) och en högtalare kopplad till en
funktionsgenerator som skulle realisera det hela så noggrant som möjligt. Tanken var att låta
högtalaren vibrera med en bestämd frekvens för att sedan låta apparaturen detektera denna.
Högtalaren kopplades direkt till funktionsgeneratorn, utan förstärkning, via ett 470Ωmotstånd. Genom att variera spänningen kan då en uppfattning om kretsens känslighet
erhållas, och eventuellt finna den minsta detekterbara amplituden.
Bilderna nedan visar hur försöket gick till när inspelningen genomfördes. Då högtalaren
var igångsatt uppfångades inga ljudvågor varken med hörseln (även på nära håll) eller känseln
(fingret föll lätt ner mot högtalarmembranet).
Figur 4.5 Ett artificiellt öga under sensorn.
Figur 4.6 Närbild på utförandet.
Det här försöket gav inte ett exakt mått i kvantitativa termer på den minsta detekterbara
rörelsen, däremot bestämdes den minsta detekterbara amplituden från funktionsgeneratorn till
40 mV peak-to-peak. Vidare var det tänkt att kunna ta reda på om det är möjligt att undersöka
hur stora förflyttningar ett högtalarmembran orsakar vid olika inspänningar och frekvenser.
Men det visade sig var mycket komplicerat, om inte näst intill omöjligt, då sådana data var
otillgänglig för dem högtalare vi arbetade med. Vi tog kontakt med ett antal återförsäljare
angående rekommendationer om sådan information, men detta tycktes vara helt ointressant.
På grund av detta och tidsbristen som rådde lade vi ner sökandet och gick vidare till att mäta
och analysera data. Graferna nedan visar den minsta uppmäta signalen och dess FFT-analys
för experimentet med det artificiella ögat.
35
Figur 4.7 Signal på 80 Hz och 40 mV peak-to-peak från artificiellt öga på högtalarmembran
Figur 4.8 FFT av signalen på 80 Hz och 40 mV peak-to-peak från det artificiella ögat.
Figur 4.9 nedan visar en inspelning gjord på det artificiella ögat. Signalen till högtalaren var
på 200 mV peak-to-peak med frekvensen 80 Hz. Figur 4.10 visar FFT-grafen på den uppmäta
signalen. Det framgår från båda graferna att signalen stämmer bra överens med den verkliga
signalen.
36
Figur 4.9 Signal på 80 Hz och 200 mV peak-to-peak från artificiellt öga på högtalarmembran.
Figur 4.10 FFT av signalen på 80 Hz och 200 mV peak-to-peak från det artificiella ögat.
Första grafen ovan visar den inspelade signalen från det artificiella ögat utan någon slags
databehandling eller modifiering. Den andra grafen är ett FFT spektra på samma signal, där
det tydligt framgår vad som domineras i signalens frekvensinnehåll (80 Hz). Man ser även
störningen i kretsen vilken är 50 Hz och dess multipler. Dessutom förekommer någon form av
aktivitet i frekvensområdet 10-50 Hz.
37
4.2 Signalbehandling
Mycket möda och kraft, gällande detta projekt, har gått åt till att signalanalysera. Då
signalens amplitud är oerhört låg – även efter försträkning – krävs det en hel del
signalbehandling för att kunna urskilja olika komponenter. Bland annat krävdes filtrering för
störkällan som existerade i systemet, vilken är 50 Hz signalen – även kallad brum. 50 Hz
signalen kommer dels från belysningen som finns omkring oss och dels från nätet, 220 volt/50
Hz. Tekniken som kretsen är byggd på, där en bärvåg filtreras med ett bandpassfilter, är
effektiv och fungerar. Men med tanke på de låga signaler som uppmäts från ögat, tycks
mätsignalen som passerar genom filtret vara i samma storlek som brummet. Detta problem
kunde inte elimineras med den nuvarande konstruktionen, för att kunna få ut en ren signal
från ögat.
Till detta behövdes ett signalbehandlingsverktyg för att analysera signalen. Författarna
hade två verktygsprogram tillgängliga att välja mellan, där det ena var MatLab och det andra
var OriginLab. Båda verktygsprogrammen är utmärkta för detta projekt, dock är OriginLab
enklare att arbeta med än i förhållande till MatLab. Med tanke på den tid som
konstruktionsutvecklingen upptagits, av de engagerade och entusiastiska författarna, valdes
OriginLab. Förutom tidsbesparingen var en annan fördel att OriginLab redan användes på
Bernadottes laboratorium vid KI för signalbehandling.
4.2.1 OriginLab
OriginLab är ett verktygsprogram för att analysera data, där olika grafer kan uppritas
och behandlas matematiskt med hjälp av FFT och signalfiltrering. Signalen upptas in i datorn
via ljudkortet, där ljudkortet tillåts digitalomvandla signalen. Sedan sparas signalen i datorn
som en ljudfil. Filen öppnas med OriginLab där en graf uppritas. Vidare kan man utföra FFT
och analysera signalens frekvensinnehåll.
38
4.2.2 Kurvanalys
Från tidigare studier konstaterades att FFT analyser av dessa typer av signaler (OMT)
inte är lämpliga att utföra. Den teknik som förekommer mest gällande analys av OMT
signaler är en metod som kallas för ”peak counting method”. Denna metod går ut på att rita
den uppmätta signalen och sedan för hand räkna antalet periodiska toppar under ett bestämt
tidsintervall. På så sätt erhålls signalens frekvenskomponent.
Figur 4.11 Signal uppmät från ett försöksperson.
Peak counting metoden användes även i detta projekt, dock i samband med FFT analyser på
erhållna signaler. Resultaten av signalanalysen, vare sig om det varit peak counting eller FFT,
har varit oerhört svåra att tolka. Det har rått en stor ovisshet om dem erhållna signalerna
kunnat klassificeras som OMT eller brus. Bilden som visas ovan är en typisk graf av en
uppmätt signal. Man lät filtrera signalen med ett bandpassfilter med gränsfrekvenser mellan
50-100 Hz. Resultatet blev en relativ fin sinus signal med frekvenser kring 70 Hz, se figur 4.12
Figur 4.12 Ofiltrerad signal
39
Figur 4.13 Filtrerad signal.
Detta resultat efter filtret har varit väldigt snarlik för många mätsignaler. FFT graferna är
oerhört svåra att avläsa, då det förekommer ett flertal frekvenser i en och samma signal, och
att avgöra vilken signal som är mest dominerande är krävande då gränsen mellan de olika är
hårfin. Men 50 Hz störningen träder fram tydligt i FFT grafen och även dess multipler, se
grafen nedan. Man kan även se att det finns låga signaler i det intressanta området 50-100 Hz,
men än så länge är det svårt att fastställa det som den biologiska signalen OMT. Signaler
mellan 0-50 Hz förekommer alltid, även vid mätning på fasta föremål, dock med en lägre
amplitud. Detta kan bland annat förklaras med internt brus i elektroniken. Man vet även att
drifts är väldigt lågfrekvent och förekommer parallellt med OMT, vilket innebär att minst två
signaler överlappar varandra. Tidigare studier visar att de aktiviteter som finns mellan 0-40
Hz innehåller bland annat drifts.
Figur 4.14 FFT spektrum för en signal uppmät från ögat
40
5 Analys & Slutsatser
Efter drygt 20 veckors arbete har det kunnat konstateras att signalerna, som hittills
erhållits, inte varit tillräckligt reliabla och valida för att påvisa att konstruktionen mäter OMT.
Ett flertal experiment utfördes för att bestämma storleksordningen på den minsta detekterbara
rörelsen, men brist på tid och diverse utrustning omöjliggjorde denna bestämmelse. Bland
annat saknades tillgången till en ”OMT-simulator”, som på ett smidigt sätt skulle kunna
simulera OMT:n och därmed få en bättre information om konstruktionens precision.
Experimentet fick istället realiseras i bästa möjliga mån, som utfördes med det artificiella ögat
och högtalaren, vilket gav ett någorlunda så bra resultat. Man fick en uppfattning om hur
kretsen beter sig vid små rörelser, men fortfarande finns det inget exakt mått i kvantitativa
termer på den minsta detekterbara rörelsen.
Principen med infrarött ljus är helt tillämpbar och har använts tidigare för liknande
projekt för ögonrörelsemätning. Men precisionen har alltid varit av den art att mäta stora
rörelser jämfört med dessa mätningar som befinner sig i området av nanometer, vilket är
oerhört små rörelser.
Tidigare studier redogör inte heller hur signalerna uppmätts på ett grundligt sätt, dessa
refererar istället till en och samma grupp personer som forskat inom detta område, vilket lett
till en Kafkaprocess. Det mest intressanta resultatet hittills har varit från en forskargrupp från
Irland som med hjälp av piezoelektrisk givare lyckats mäta OMT, men de talar inte heller om
hur de exakt erhållit sina signaler. Det har med andra ord varit väldigt diffust att få ut bra och
pålitlig information för att basera förstudien på. En annan studie redogör för en noninvasiv
mätmetod som troligtvis baseras på någon form av ljusreflektion. Denna studie hävdar att
frekvenser inom intervallet 0-40 Hz alltid erhålls vid utförandet av FFT-analyser, som ej skall
tas hänsyn till. Istället bör tyngdvikten ligga på analysen av signaler över 50 Hz, vilket även
framhävs i tidigare rapporter. Våra undersökningar har visat några signifikanta mätningar
gällande upprepade fenomen i FFT-analyserna där signaler i området 0-50 Hz förekommer
även vid mätning på fasta föremål. Signalerna uppmäta från olika försökspersoner har varit
snarlika men om ett FFT utförs, finner man skillnader i frekvensspektrat i området 50-100
Hz.
Slutresultatet kan olyckligtvis inte sammanfattas utan besvär. Det har varit oerhört svårt
att designa en konstruktion med syfte att mäta OMT, då bland annat denna rörelse aldrig
förekommer ensam i ögat. Förutom de överlagrade komponenterna, som måste kunna
urskiljas mellan, bör även kroppens vibrationer beaktas, då dessa kontinuerligt ändrar
41
placeringen av öga och sensornhuvud. Vidare saknades lämplig utrustning för att bestämt
kunna konstatera det dynamiska mätområdet. En annan nämnvärd aspekt är
monteringsstabiliteten vid mätutförandet. Apparaturen frambringades med en sån hög
känslighet att den medförde registrering av även de minsta uppkomna rörelserna, såsom
vanliga fotsteg från ett antal meters avstånd från utrustningen, vilket sedan övergick till ett
problem då ytterligare ”störningar” överlagras på signalen. Detta ökade svårigheten att
utskilja den ursprungliga signalen ifrån övriga oönskade signaler.
På grund av att FFT-analyserna inte visade signifikanta frekvenser vid mätningar på
försökspersoner användes peak countig metoden. Med denna metod, som även nyttjats vid
tidigare studier, kan en viss skeptism vara berättigad. Dess tillförlitlighet och effektivitet kan
även diskuteras, men väljs här att inte tas i anspråk.
Sammanfattningsvis vill författarna påstå att projektet kommit en bit på vägen och att
det nu ligger bra ställt för vidare forskning, för eventuella entusiaster. Metoden som beskrivs i
denna rapport kan säkerligen vidareutvecklas och finjusteras. Det framgår också vilka brister
det funnits gällande utrustning, där en lösningsmetod emellertid inte klartgjorts för detta
ändamål. En annan aspekt som bör tas med stor försiktighet är signalanalysen, där det tidigare
nämnts om svårigheten att bestämt konstatera vad för signaler som uppmäts och hur dessa
skulle kunna tolkas.
42
5.1 Förslag till fortsatt forskning
En prototyp är utvecklad och fungerar, dock inte tillräckligt behagande för att kunna
redogöra en helt entydig slutsats. Däremot har det kunnat konstateras om vilken riktning
forskningen går, men då återstår frågan om eventuella åtgärder kan leda till en mer
välavgränsad konklusion. Det går alltid att utveckla prototyper på ett annat sätt. Det finns
flera sätt att förbättra prestandan hos apparaturen. En del av möjligheterna beskrivs nedan.
Hur mycket och på vilket sätt en yta reflekterar ljus beror på ytans egenskaper, varifrån
ljuset kommer och varifrån den betraktas. Om ytan är matt sprids det inkommande ljuset åt
alla håll medan om ytan är blank så reflekteras ljuset i huvudsak åt ett håll. Både färg och
blankhet har stor betydelse för hur mycket ljus som reflekteras. Eftersom sensorn placeras på
olika punkter ifrån ögat under mätningarna kommer olika färger och vinklar på utbuktningar
hos ögat ge olika reflektioner, därmed även olika ljusintensiteter.
Ljuset från en IR-diod fokuseras av en enkel optik och på grund av IR-diodens relativt
stora strålyta (3mm) och strålningsvinkel (±15°) blir resultatet en relativt bred och dåligt
kollimerad ljuskägla. Genom att nyttja en IR-diod med en lägre strålningsvinkel eller en laser
erhålls en mer koncentrerad ljuskägla med lägre bandbredd och högre ljusintensitet, se figur
5.1. Den största skillnaden mot laserljus är att den utsända ljusstrålen blir betydligt breddare
och ger en mycket mer utsmetad ljusfläck. En laserkälla kan enkelt kollimeras till en tunn och
nästan parallell ljusstråle mindre än en millimeter i diameter. Detta ger en starkt belyst
ljusfläck med nästan punktformat utseende. Eftersom ljuset sprids över en större yta blir
belysningen även betydligt svagare, lägre ljusflöde per ytenhet. Detta ställer högre krav på
signalbehandlingen och kurvanalysen, vilket vi tydligt märkt av.
Figur 5.1 Bandbredden för laser respektive IR.
43
A/D-kortet som till en början nyttjades vid digitaliseringen av signalen, kvantiserar
signalen i 1024 nivåer (10 bitar). Detta ledde till en allt för dålig upplösning med ett högt
signal-till-kvantiseringsbrusförhållande. Genom att använda ett mer avancerat
digitaliseringskort med en A/D-omvandlare på t.ex. 12 eller 14 bitar (4096 respektive 16384
nivåer) skulle kvantiseringsbruset kunna minska markant. Därmed tillhandahålls ytterligare
ett alternativ av signalhanteringen, och på detta vis undviks nedskalning av signalen innan den
når datorn.
44
6 Källförteckning
Bolger C., m.fl., Dominant frequency content of ocular microtremor from normal subjects
(1998)
Bolger C., m.fl., Effect of Age on Ocular Microtremor Activity (2001)
Bolger C., m.fl., Ocular microtremor (OMT): a new neurophysiological approach to muliple
sclerosis (2000)
Carpenter R.H.S., Movements of the eyes (1988)
Eizeman M., Hallett P.E., Frecker, R.C., Power Spectra for Ocular Drift and Tremor (1985)
ELFA – katalog 53 (2005)
Martini F. H., Fundamentals of anatomy and physiology (1998)
Peatman, John B., Embedded design with the PIC18F452 microcontroller (2003)
Sheahan N.F., m.fl., Ocular microtremor measurement system: design and performance
(1993)
45
Bilaga A – Kopplingsscheman
Figur A.1 Kopplingsschema för slutenheten
46
Figur A.2 Kopplingsschema för PIC-processorn
47
Bilaga B – Mönsterkortslayout
Figur B.1 Mönsterkortslayout på slutenheten
48
Figur B.2 Mönsterkortslayout på PIC-processorn
49
Bilaga C – Assemblerkod
;;;;;;; Assembler directives
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
X=ON
list
P=PIC18F452, F=INHX32, C=160, N=0, ST=OFF, MM=OFF, R=DEC,
#include P18F452.inc
__CONFIG _CONFIG1H, _HS_OSC_1H
oscillator
__CONFIG
__CONFIG
timer disabled
__CONFIG
;HS
_CONFIG2L, _PWRT_ON_2L & _BOR_ON_2L & _BORV_42_2L
;Reset
_CONFIG2H, _WDT_OFF_2H
;Watchdog
_CONFIG3H, _CCP2MX_ON_3H
RC1 (rather than to RB3)
__CONFIG _CONFIG4L, _LVP_OFF_4L
enabled for I/O
errorlevel -314, -315
;CCP2 to
;RB5
;Ignore lfsr messages
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;;;
;;;;;; Variables
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
cblock
0x000
BYTE
anything.
; Beginning of Access RAM
; Temporary variable used for
COUNTER
endc
#include c:\math18\mathvars.inc
;;;;;;; Macro definitions ;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
; Lets the programmer store a literal value in a RAM location directly.
MOVLF
macro
movlw
movwf
endm
literal,dest
literal
dest
;;;;;;; Vectors
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
org
nop
goto
0x0000
; Reset vector.
Mainline
org
0x0008
goto $
this infinite loop.
org
; High priority interrupt vector.
; If interrupt is generated, go into
0x0018
; Low priority interrupt vector.
50
goto $
this infinite loop.
; If interrupt is generated, go into
;;;;;;; Mainline program
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
Mainline
rcall Initial
;LOOP_
L1
rcall LoopTime
rcall AD
rcall Transmit
; Transmitting seriel
;ENDLOOP_
bra
L1
PL1
;Initialize everything.
; Delay
;;;;;;; Initial subroutine
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;
; This subroutine performs all initializations of variables and registers.
Initial
BRGH=1
bsf
TXSTA,BRGH
MOVLF
bsf
bsf
B'01000000',SPBRG
RCSTA,SPEN
TXSTA,TXEN
; High baudrate
return
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;;;;;
;;;;;;;;;;;;;;;A/D;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;;;;;
AD
MOVLF B'00000000', ADCON1
; Enable PORTA & PORTE digital
I/O pins for the A/D converter.
MOVLF B'10000001', ADCON0
; Sets up the A/D converter
bsf ADCON0,GO_DONE
; Start Convertion
Loop5
btfsc ADCON0,GO_DONE
; Wait untill A/D
omvandlingen is ready.
bra
Loop5
;MOVLF B'10000000',BYTE
MOVLF D'6',COUNTER
LL
movff ADRESH,BYTE
;rlncf BYTE
;decf COUNTER
;bnz
LL
;movf BYTE,WREG
return
;;;;;;;;;;;;;;Transmitt;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;;;;
; This subroutine waits for the completion of the last transfer. Then it
; takes whatever is in W and sends it to the PC via the UART.
Transmit
;REPEAT_
51
Ltran
;UNTIL_ PIR1,TXIF == 1
transfer to be completed
btfss PIR1,TXIF
bra
Ltran
RLtra
MOVLF
BYTE, TXREG
return
;Wait for previous
;;;;;;; LoopTime subroutine
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;;;Gives a 10ms looptime by using Timer1 and comparing it to
25,000.;;;;;;;;;;;
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;;;;
LoopTime
;REPEAT_
; Repeat until TIMER1 has reached
25,000.
L46
;UNTIL_ PIR1, CCP1IF == 1
btfss PIR1,CCP1IF
bra
L46
RL46
bcf
PIR1, CCP1IF
; When it has, reset it to start
over.
return
;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
;;;;;;
#include c:\math18\FXD2416U.INC
#include c:\math18\FXD0808U.INC
#include c:\math18\FXM1608U.INC
end
;;;;;;;;;;;;;;Skrivet av Fareed Humud och Fadi Hanna;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;;
52
