Introduzione - Università Politecnica delle Marche

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Università Politecnica delle Marche
Scuola di Dottorato di Ricerca in Scienze dell’Ingegneria
Curriculum in Ingegneria Elettronica, Elettrotecnica e delle Telecomunicazioni
Architetture, protocolli e sensori
per applicazioni in telemedicina
Tesi di Dottorato di:
Fabrizio Borioni
Tutor:
Prof. Ennio Gambi
Coordinatore del curriculum :
Prof. Franco Chiaraluce
XI ciclo – nuova serie
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Introduzione
Università Politecnica delle Marche
Scuola di Dottorato di Ricerca in Scienze dell’Ingegneria
Facoltà di Ingegneria Dipartimento di Ingegneria dell‟Informazione
Via Brecce Bianche - 60131 - Ancona, Italy
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Introduzione
“C'è vero progresso solo quando i vantaggi
di una nuova tecnologia diventano per tutti”.
Henry Ford
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Introduzione
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Introduzione
Ringraziamenti
Desidero ringraziare in modo particolare Susanna, Marco e Giovanni senza l‟aiuto
dei quali questo lavoro, probabilmente, non sarebbe stato possibile.
Un ringraziamento va inoltre a tutti i ragazzi del dipartimento, con i quali ho
condiviso le giornate in questi tre anni di dottorato, per avermi trattato come uno di
loro, con leggerezza e disponibilità.
Infine, ma certamente non per ultimi, voglio ringraziare i due professori con i quali
ho collaborato, Ennio Gambi e Franco Chiaraluce, per tutto ciò che mi hanno
insegnato e per avermi onorato con la loro amicizia oltre che con la loro profonda
cultura.
Fabrizio
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Introduzione
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Introduzione
Abstract
Among the objectives of technological innovation, the aim of improving people
quality of life certainly plays a primary role. This is the context and goal of
telemedicine, defined as "the provision of health services, when the distance is a
critical factor, so making necessary the use of information technology and
telecommunications, in order to exchange information useful for the diagnosis,
treatment and prevention of disease”. Modern communication technologies now
make it possible to combine some aspects of telemedicine with the latest
developments in automation technologies, to create real "smart homes" where
appropriate devices (smart objects) contribute to the quality of life of frail persons,
increasing their safety, comfort and independence.
In this context, it is of interest to investigate the possible interactions and synergies
between devices and communication systems, in order to realize the integrated
solutions of assistive domotics. Some solutions and original studies have been
therefore proposed, in particular related to the system architecture, communication
technologies, and signal processing for some types of sensors. Among the possible
systems, we examined the design of a solution based on the Multimedia Home
Platform (MHP) for Assistive Home Automation. With the advent of Digital
Terrestrial Television, MHP has become the standard for interactive applications
that can, among other things, enable the integration of biomedical devices, dedicated
to clinical parameters monitoring, via a common home Set Top Box. Among the
functional aspects of this solution, the short-range communication technologies were
taken into account, and an innovative technique, based on hybrid position and
amplitude modulation, joint the use of ultrashort pulses, has been proposed.
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Introduzione
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Indice
Introduzione . .......................................................................................................... 1
Capitolo 1
Sistemi di telemedicina .......................................................................................... 5
1.1 Generalità della telemedicina ...................................................................... 5
1.2 Intregrazione domotica-telemedicina .......................................................... 8
1.3 Architettura del sistema .............................................................................. 11
1.4 Soluzione proposta (MHP) ......................................................................... 12
Capitolo 2
Tecnologie di comunicazione tra i “sensori” e la Base Station .........................
2.1 Soluzioni standard .......................................................................................
2.1.1 Bluetooth .........................................................................................
2.1.2 Bluetooth Low Energy ...................................................................
2.1.3 ZigBee .............................................................................................
2.2 Proposte industriali (LEACH, PEGASIS, ANT, MICS, WMTS) ..............
2.3 Proposte scientifiche ....................................................................................
2.3.1 TBCD-TDM (Time Based Coded Data -Time Division
Multiplexing) ..................................................................................
2.3.2 La tecnica UWB-PPAM ..................................................................
2.3.2.1 Requisiti di sistema e proposta ............................................
2.3.2.2 Architettura del trasmettitore ...............................................
2.3.2.3 Architettura del ricevitore ...................................................
2.3.2.4 Risultati numerici e discussione ..........................................
Capitolo 3
Tecnologia dei sensori: impiantabili o indossabili ..............................................
3.1 Introduzione sui sensori panoramica............................................................
3.1.1 ISSYS: impiantabili per CHF (Congestive Cardiac Failure) ...........
3.1.2 AD Istruments Sistema per la misura a distanza ..............................
3.1.3 SENSIMED .....................................................................................
3.1.4 Hyper-IMS (Intravascular Monitoring System) ...............................
3.1.5 Sensore Glicemico Impiantato ........................................................
3.1.6 MICROWORMS .............................................................................
3.1.7 GLUCOCHIP ..................................................................................
3.1.8 Cyber Medical Ltd: Implantable Glucose Cyber Sensor .................
3.2 Sensori UWB per la rilevazione della frequenza respiratoria ......................
3.2.1 Rilevazione dei parametri vitali attraverso radar UWB ...................
3.2.2 Introduzione ai sensori UWB ..........................................................
3.2.3 I radar UWB nel settore medico ......................................................
3.2.4 Sistemi Ultra Wide Band per monitorare la respirazione.................
3.2.5 Cenni sul modello matematico utilizzato, impiego dei segnali
sinusoidali ........................................................................................
3.2.6 Tracciato respiratori reali .................................................................
3.2.7 Digitalizzazione dei tracciati respiratori ..........................................
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Indice
Capitolo 4
Alimentazione elettrica dei sensori .......................................................................
4.1 Termogeneratori ...........................................................................................
4.2 Soluzioni commerciali ..................................................................................
4.3 Soluzioni piezoelettriche...............................................................................
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Bibliografia ............................................................................................................ 89
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Elenco delle figure
1.1. Architettura del sistema proposto per la fornitura di servizi di assistenza sanitaria
remota su piattaforma DVB-T ....................................................................................... 12
2.1. Struttura di una Implantable Wireless Body Sensor Network ........................................ 15
2.2. Assegnazione delle frequenze per WBAN .................................................................... 17
2.3. Possibili impieghi del protocollo ANT .......................................................................... 26
2.4. Topologia di rete a stella Master/Slave, con tecnica TDM ciclica ................................. 29
2.5 (a) Modello di Sensore, (b) Modello di Base Station .................................................. 30
2.6 Un esempio con tre sensori che illustra il meccanismo del protocollo TBCD ............... 31
2.7 Risultati della simulazione nell’esempio con tre sensori ............................................... 32
2.8 Simulazione dell’esempio di tre sensori con dati rappresentati da 3-bit ........................ 33
2.9 Confronto della probabilità BER (Bit Error Rate) per 4PPAM, 4PPM
e 4PAM, con bit rate=100 Mbps e 100 Kbps ................................................................ 34
2.10 Forme d’onda UWB-4PPAM ........................................................................................ 35
2.11 Segnale 4PPAM ........................................................................................................... 36
2.12 Andamento della BER di un segnale 4PPAM per diversi valori di bit rate ................... 37
2.13 Schema a blocchi del trasmettitore ................................................................................ 38
2.14 Timing in trasmissione della WBAN di sensori ............................................................ 39
2.15 Schema a blocchi del ricevitore ..................................................................................... 40
2.16 Robustezza della sequenza di Gold rispetto a eventuali chip corrotti all’interno
della sequenza. Da 1/31 fino a 5 /31 errori sopportati per ogni sequenza ..................... 41
2.17 Schemi dei modelli di Tx e Rx realizzati in Simulink .................................................. 42
2.18 Confronto di PITH e PIc nel caso di 2, 3, 6 e 10 sensori, e NS=100 . .............................. 44
2.19 BER performance per TPPAM=2ns, Trt=1s Ns=64 e cj selezionati casualmente. .............. 45
2.20 BER performance per TPPAM=2ns, Trt=1s Ns=64 e cj costante ....................................... 45
3.1 Generazioni di sensori ISSYS per la misura della pressione a confronto ...................... 48
3.2 Telemetro a Biopotenziale adatto per la misurazione di ECG, EEG, EOG, EMG
e della temperatura negli animali da 200 g in su ............................................................. 49
3.3 SENSIMED Triggerfish®: Monitoraggio continuo della pressione intraoculare ........... 50
3.4 Dispositivo di monitoraggio intravascolare della pressione sanguigna arteriosa ............ 50
3.5 Sensore impiantabile di pressione che utilizza la tecnologia RFID ................................ 51
3.6 Il sensore con il sistema integrato di telemetria prima di essere impiantato .................. 51
3.7 Glucochip: Integrated Sensor Device Design ................................................................ 53
3.8 Sensore impiantabile di glucosio ................................................................................... 54
3.9 Spettro di un segnale UWB confrontato con altri sistemi .............................................. 55
3.10 Limiti in applicazioni indoor ed outdoor per il livello di emissione
di un radar UWB ........................................................................................................... 56
3.11 Radar UWB in un reparto di terapia intensiva ............................................................... 57
3.12 Parete toraco-addominale con i vari compartimenti evidenziati
e i marker posizionati sulla superficie ........................................................................... 61
3.13 Report fornito dal sistema Oep ....................................................................................... 61
3.14 Report pletismografia optoelettronica, Aliverti .............................................................. 62
3.15 Timing chart of the gated CT: (a) forma d’onda della respirazione del paziente ........... 62
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Elenco delle figure
3.16 Comparazione del movimento del marker esterno (verde) con quello della lesione
tumorale (blu)................................................................................................................. 63
3.17 Gating respiratorio con strumentazione Varian ............................................................. 64
3.18 Tracciato respiratorio usato durante la Risonanza Magnetica ....................................... 65
3.19 Andamento del segnale respiratorio ottenuto ................................................................ 69
3.20 Segnale respiratorio del soggetto ................................................................................... 70
3.21 Movimento reale del torace e movimento simulato con una sinusoide ......................... 70
3.22 Dati di setup nella nuova simulazione ........................................................................... 72
3.23 Risultati della simulazione ........................................................................................... 73
3.24 Confronto tra la forma d’onda ricostruita e quella reale ................................................. 74
4.1 Panoramica dell’energy harvesting ............................................................................... 76
4.2 Microturbina realizzata dai ricercatori dell’Università di Berna, Svizzera ..................... 77
4.3 Sistemi Energy Harvesting a nano-tubi di peptide ........................................................ 77
4.4 Sistema di generazione dell’energia termica ................................................................. 78
4.5 Cella di Peltier ............................................................................................................... 79
4.6 a) Orologio “Thermic Watch” della Seiko, b) rappresentazione in sezione,
c) e d) particolari del modulo elettrotermico, (R. Shih , 2008) ...................................... 80
4.7 Thermo Life confrontato con un penny e schema di funzionamento
del termo generatore ...................................................................................................... 81
4.8 Elementi termoelettrici micro fabbricati (Micropelt) e dispositivo completo (RTI) ...... 82
4.9 Hybrid Electric Energy: Self-Charging Power Cell Converts and Stores Energy
in a Single Unit ............................................................................................................... 83
4.10 Immagine SEM di cristalli (nanofili) di ZnO su un substrato solido conduttore ............ 84
4.11 Innesco del fenomeno piezoelettrico .............................................................................. 85
4.12 I nanofili metallici della fibra di Kevlar scorrono su quelli non coatizzati dell’altra...... 85
4.13 Prospettive di Nanogeneratori per harvesting di energia meccanica
e potenziali applicazioni future ....................................................................................... 86
4.14 Componenti di una nuova cella ad energia piezoelettrica auto caricabile.
Il disco chiaro al centro è il film piezoelettrico che funziona come una pompa
di carica per gli ioni di litio ............................................................................................. 86
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Introduzione
La presente tesi documenta il lavoro di ricerca, svolto nei tre anni di dottorato,
intrapreso come aggiornamento professionale per la mia attività di insegnante di
scuola media secondaria.
Un’attenzione particolare è stata quindi data, durante tutto il periodo, nel selezionare
tutti quegli argomenti che potessero avere una ricaduta, se pure indiretta, sulle
lezioni che presto tornerò a fare ai miei alunni.
Tra questi un interesse particolare hanno suscitato in me la domotica e la
telemedicina infatti, tra gli obiettivi attualmente condivisi dell’innovazione
tecnologica, migliorare la qualità della vita riveste sicuramente un ruolo di primaria
importanza. In questa prospettiva, da tempo, gli enti di ricerca, da una parte, e le
industrie, dall’altra, hanno incentivato importanti programmi di sviluppo nelle
suddette aree.
Al centro dell’attenzione è stato posto il cittadino, con particolare riferimento alle
categorie, prime fra tutte le persone anziane, disabili o malate, che presentano
maggiori necessità di assistenza e di supporto alle esigenze della realtà quotidiana.
Il concetto di domotica è strettamente collegato a quello di “casa intelligente”, vale a
dire di un ambiente domestico entro cui un utente “fragile” (come viene solitamente
definito chi appartiene alle precedenti categorie) può vivere in modo attivo e
indipendente, usufruendo, tra l’altro, di una serie di oggetti e dispositivi (smart
objects) in grado di semplificare le operazioni più comuni e, allo stesso tempo,
importanti: dagli interruttori per l’accensione delle luci o l’apertura di porte e
cassetti, ai sensori di presenza, ai dispensatori di medicine, e così via.
Tra questi dispositivi, devono senz’altro essere considerati anche quelli preposti al
monitoraggio della salute dell’utente, sia in termini di rilevazione di eventuali
comportamenti anomali, che possano evidenziare situazioni di disagio o di pericolo,
sia quelli finalizzati ad identificare i sintomi di qualche malattia incipiente, sia quelli
in grado di monitorare lo stato di una patologia o la sua evoluzione, pur in assenza di
personale sanitario. È in quest’ultimo ambito, in particolare, che si colloca la
telemedicina.
L’Organizzazione Mondiale della Sanità (OMS) già nel 1997 adottava la seguente
definizione: "La telemedicina é l'erogazione di servizi sanitari, quando la distanza é
un fattore critico, per cui é necessario usare, da parte degli operatori, le tecnologie
dell'informazione e delle telecomunicazioni al fine di scambiare informazioni utili
alla diagnosi, al trattamento ed alla prevenzione delle malattie e per garantire
1
Introduzione
un'informazione continua agli erogatori di prestazioni sanitarie e supportare la
ricerca e la valutazione della cura". Tale definizione pone dunque in evidenza come
l’ICT (Information Communication Technology) possa fornire gli strumenti tecnici
per implementare l’assistenza continuativa e a distanza, con enormi vantaggi per
l’intera collettività.
E’ in uno scenario di questo tipo che si colloca il presente lavoro di dottorato. In
esso le varie componenti che rendono possibile la realizzazione di un sistema
integrato di telemedicina, dalla rilevazione del dato tramite sensori, alla sua
acquisizione da un’unità centrale (Base Station) attraverso trasmissioni a corto
raggio, al suo invio ad unità remote (ad esempio, un centro medico) sono state
analizzate e discusse. In considerazione dell’elevata quantità di componenti già
disponibili sul mercato, una parte significativa dell’attività è stata riservata all’esame
delle soluzioni standard e commerciali. Ciò anche allo scopo di verificare
l’implementabilità e l’efficienza delle soluzioni già disponibili. Tra le ricadute della
ricerca, vi è stata la possibilità di utilizzare le risultanze dell’indagine per rispondere
a bandi regionali e nazionali proprio incentrati sulle tematiche in oggetto. Allo stesso
tempo, in sintonia con gli obiettivi del Dottorato di Ricerca, sono state proposte
alcune soluzioni e alcuni studi originali, in particolare per quanto riguarda
l’architettura del sistema, le tecnologie di comunicazione e l’elaborazione dei
segnali per alcune tipologie di sensori.
L’idea centrale del lavoro è nata studiando sensori biomedicali impiantabili, o
indossabili, da inserire nel progetto di una soluzione, basata su Multimedia Home
Platform (MHP), per Assistive Home Automation. Con l’avvento della Televisione
Digitale Terrestre (DTT), MHP è diventato lo standard di riferimento per le
applicazioni interattive che potranno consentire l’integrazione di apparati
biomedicali, dedicati al monitoraggio di parametri clinici, attraverso un comune
decoder domestico. Questa soluzione è stata quindi analizzata nel dettaglio,
considerando le problematiche tecnologiche poste dall’integrazione dei diversi
servizi. Ciò ha consentito, nel Capitolo 1, di formalizzare le procedure di
progettazione di un sistema di telemedicina basato su tale tipologia di architettura.
Nel Capitolo 2 sono state prese in esame le tecnologie di comunicazione a corto
raggio. Accanto alle soluzioni standard e commerciali, è stata proposta una tecnica
innovativa, basata sulla modulazione (ibrida) di posizione e di ampiezza (PPAM:
Pulse Position Amplitude Modulation) e sull’utilizzo di impulsi ultracorti (UWB:
Ultra Wide Band), con ottime prestazioni sia dal punto di vista della semplicità del
trasmettitore che della limitazione dei consumi.
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Introduzione
Il Capitolo 3 è dedicato ai sensori. Accanto ad una panoramica delle tecnologie
disponibili, e che sono state classificate e comparate sulla base delle loro proprietà
funzionali e strutturali, collegate al tipo di dato da monitorare, si è fornito un
contributo ad un’attività di ricerca parallela, sviluppata nell’ambito del Dipartimento
di Ingegneria dell’Informazione dell’Università Politecnica delle Marche, e dedicata
allo sviluppo di sensori UWB per il monitoraggio del segnale respiratorio.
Infine, considerata l’importanza del risparmio energetico in un contesto quale quello
in esame (e non solo), nel Capitolo 4 si sono forniti alcuni elementi introduttivi ai
fini della caratterizzazione di metodi alternativi di alimentazione elettrica, del tipo
energy “harvesting” o “scavenging”.
I risultati della ricerca hanno dato luogo ad alcune pubblicazioni scientifiche, i cui
estremi sono riportati in bibliografia ed i cui contenuti sono descritti in dettaglio
nell’ambito dei vari capitoli.
3
Introduzione
4
Capitolo 1
Sistemi di telemedicina
1.1 Generalità della telemedicina
Il termine “telemedicina” si presta a diverse definizioni a seconda degli aspetti della
disciplina su cui ci si vuole concentrare. Tutte le possibili formulazioni convergono
comunque nell'idea che non sia il paziente a doversi spostare, ma le informazioni,
attraverso la loro trasmissione in tempo reale tra medico e cittadino o tra gli addetti
ai lavori, grazie a sistemi di comunicazione di tipo telematico/informatico.
Tra le definizioni più autorevoli si annovera quella della Comunità Europea [1], per
cui la telemedicina è: “l„integrazione, monitoraggio e gestione dei pazienti, nonché
l„educazione dei pazienti e del personale, usando sistemi che consentano un pronto
accesso
alla
consulenza
di
esperti
ed
alle
informazioni
del
paziente,
indipendentemente da dove il paziente o le informazioni risiedano”.
L'Organizzazione Mondiale della Sanità (OMS)[2] invece qualifica la telemedicina
come:
“erogazione di servizi sanitari, quando la distanza è un fattore critico, per cui è
necessario usare,da parte degli operatori, le tecnologie dell'informazione e delle
telecomunicazioni, al fine di scambiare informazioni utili alla diagnosi, al
trattamento ed alla prevenzione delle malattie e per garantire un'informazione
continua agli erogatori di prestazioni sanitarie e supportare la ricerca e la
valutazione della cura”.
Sfruttando quindi questo potente strumento in ogni branca della medicina, è
possibile offrire ai cittadini servizi di assistenza socio-sanitaria in un'ottica di
miglioramento della qualità offerta e di soddisfazione del utente.
Più in generale, la telemedicina può trovare specifiche modalità d'intervento nelle
varie fasi del processo assistenziale: prevenzione, diagnosi e terapia.
L’invecchiamento della popolazione, dovuto all’allungamento della vita media, è un
fenomeno con risvolti sociali inevitabili e che si riflettono in termini di
problematiche sanitarie non trascurabili: la maggior parte dei ricoveri ospedalieri si
concentra nella fascia di età al di sopra dei 45 anni, con una maggiore incidenza
nella fascia oltre i 75 anni di età. Con l’incremento dell’età media della popolazione
europea si stima una crescita esponenziale del numero di persone colpite da malattie
croniche: entro il 2051 più del 40% della popolazione avrà un’età superiore ai 65
anni e la percentuale delle persone over 80 anni subirà un aumento considerevole
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Capitolo 1. Sistemi di telemedicina
(dal 3% di oggi al 10% entro il 2051). Questo comporterà un aumento della spesa
necessaria per la cura delle persone che soffrono di malattie croniche.
Considerato l’incremento del numero di soggetti che ricadono in queste fasce d’età,
diventa prioritario per i sistemi sanitari nazionali individuare strategie a supporto
dell’assistenza domiciliare remota, per ridurre i costi legati alla ospedalizzazione ma
anche alla movimentazione di mezzi e operatori assistenziali.
Lo scenario di mercato della telemedicina si può dividere in due tipi di applicazioni
distinte fondamentalmente per il loro indirizzo: Doctor to Doctor (D2D) e Doctor to
Patient (D2P).
Nel profilo “Doctor to Doctor” la comunicazione avviene tra dottore ed ospedale, o
tra dottore e dottore, per lo scambio di opinioni mediche sanitarie che possano
influenzare l’esito diagnostico di un paziente, come ad esempio il consulto con
centri specialistici di elevato livello, o la formazione a distanza.
Le applicazioni di tipo “Doctor to Patient”, riconducibili a sistemi di Home Care,
sono utilizzabili in quei casi in cui il paziente necessita di un controllo periodico di
parametri vitali, come accade per la de-ospedalizzazione precoce, nel caso di
malattie croniche, oppure per fornire un supporto psicologico. In questo ambito
rientrano servizi quali:
1. Tele monitoraggio, che si concentra sulla misurazione dei parametri vitali
essenziali per garantire il controllo dello stato di salute del paziente. Il sistema deve
permettere al paziente di beneficiare della visita medica da remoto nella propria
dimora, senza dover spendere lunghi periodi di tempo e di attesa in clinica o in
corsie ospedaliere, per controlli post operatori o controlli periodici legati a patologie
croniche.
E’
possibile
misurare
correttamente
parametri
quali
ECG
(elettrocardiogramma), pressione del sangue, saturazione di ossigeno, frequenza
cardiaca, temperatura corporea, etc.
2. Tele conforto, indicato in quei casi in cui il supporto psicologico è di
fondamentale importanza per la salute mentale e fisica del paziente. Questo servizio
può riguardare quindi il paziente portatore di handicap, l’anziano che vive da solo,
casi di igiene mentale o anche di malattie gravi dove la presenza confortante di un
medico è essenziale per lo spirito e la qualità della vita del paziente.
Nelle applicazioni di Home Care la possibilità di fornire una connessione video
consente di mantenere il legame che si instaura tra medico e paziente anche a
domicilio; il personale medico può vedere l’assistito nell’atto del rilevamento dei
parametri vitali, verificando che gli apparati elettromedicali siano posizionati in
modo giusto e che i dati prelevati siano quindi affidabili. Questo d’altra parte
rappresenta un miglioramento qualitativo e psicologico, in quanto il paziente si sente
6
seguito e curato dal medico o personale sanitario a casa sua, tra l’affetto dei propri
cari, e in tempo reale, come se la visita avvenisse nello studio o nel letto
dell’ospedale.
Il tele monitoraggio si presenta particolarmente utile nel caso di individui affetti da
malattie croniche, come il diabete e l'insufficienza cardiaca cronica. Molti di questi
pazienti, spesso anziani, necessitano di un controllo regolare a motivo della durata
prolungata della loro malattia, la natura delle loro condizioni di salute e le medicine
che utilizzano.
Il tele monitoraggio è utile sia ai pazienti che ai professionisti della sanità: il suo
impiego può consentire il depistaggio di sintomi e parametri abnormi prima che il
paziente si sottoponga ad una consultazione d'emergenza, permettendo così
l'adozione di misure correttive prima che appaiano complicazioni più gravi. Esso
può anche dar luogo a visite meno frequenti alle infrastrutture sanitarie, aumentando
così la qualità di vita dei pazienti; può contribuire alla riorganizzazione e
riassegnazione delle risorse sanitarie, ad esempio riducendo le visite in ospedale e
contribuendo così a rendere più efficienti i servizi sanitari; è dimostrata la sua
capacità di aumentare la qualità dell'assistenza ai pazienti, in particolare cronici. In
un contesto costituito dall'invecchiamento della popolazione e dall'onere crescente
rappresentato dalle malattie croniche, i vantaggi di una sua più ampia applicazione
sono determinanti.
Negli ultimi anni, sono stati studiati e sviluppati diversi sistemi per interfacciare in
remoto i pazienti con i medici, i tradizionali progetti di tele-home care utilizzano
generalmente:
1. sistemi PC-based: un personal computer collegato a semplici apparecchi necessari
per l’acquisizione dei segnali biomedici;
2. complessi apparati ad-hoc: un unico sistema complesso hardware/software per
l’acquisizione e la trasmissione degli esami.
Nel primo caso, l’interfacciamento delle apparecchiature elettromedicali con un
computer offre numerosi vantaggi:
 riduzione della complessità dell’apparecchiatura medicale;
 eliminazione di pulsanti e display nella strumentazione, in quanto sostituiti
interamente dalle unità periferiche di input/output del PC;
 visualizzazione in tempo reale di tutti i parametri vitali acquisiti;
 elaborazione in tempo reale e possibilità di diagnosi automatica;
 memorizzazione di tutti i dati storici del paziente in appositi database;
 connessione alla rete internet già integrata nel sistema, senza necessità di
interfacce apposite.
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I principali svantaggi dei sistemi che utilizzano il PC e, a maggior ragione, dei
complessi dispositivi dedicati sta nel fatto che possono sembrare poco convenienti
dal punto di vista economico e troppo complicati da poter essere gestiti da persone
anziane, le quali rappresentano il vero target del tele-home care.
In effetti, l’uso di un computer presuppone la necessità di installare il software,
richiamare i programmi, interpretare i messaggi, ecc., e ciò richiede una conoscenza
delle basi della
informatica non tanto diffusa tra le persone anziane.
Un’interessante alternativa è rappresentata dall’impiego del decoder e del televisore
come terminale intelligente: la televisione digitale terrestre (DVB-T) è sotto
sperimentazione in Europa ed entro il 2012 verrà realizzato il completo swicth-off
dalla televisione analogica, il DVB-T sarà l’unico sistema televisivo terrestre.
Attraverso l’utilizzo del set-top box (noto comunemente come decoder ), anche gli
attuali televisori possono essere utilizzati con il digitale terrestre. Inoltre, dal
momento che sono abbastanza economici, i set-top box sono ormai presenti in tutte
le abitazioni (obbligatoriamente dalla fine 2012 in tutta Europa).
Il set-top box ha tutte le caratteristiche necessarie per svolgere i compiti richiesti a
un PC nei sistemi di telemedicina, in quanto è dotato di un sistema operativo e di un
linguaggio di programmazione (Java Tv), di un modem per la connessione alla rete
telematica, di una porta seriale RS-232 e di uno slot per smart card; inoltre come
tastiera utilizza il telecomando e come monitor il televisore.
Considerando la grande diffusione delle apparecchiature televisive nelle famiglie, si
può prevedere che il digitale terrestre sarà in grado di veicolare anche le applicazioni
innovative nell’area dei servizi pubblici (servizi sanitari, fiscali, sistemi di
pagamento bancari e postali attraverso la firma digitale), che al momento si stanno
diffondendo sulla rete Internet.
1.2 Integrazione domotica-telemedicina
Tecnologie avanzate per la domotica e l'intrattenimento stanno diventando sempre
più comuni nelle moderne abitazioni. Quando sono disponibili, tuttavia, i diversi
servizi spesso coesistono come entità separate nell’ambiente domestico, ognuno dei
quali viene gestito attraverso dispositivi e protocolli specifici.
Sono stati rilasciati molti standard per lo scambio di dati di domotica, come, ad
esempio: European Installation Bus (EIB), European Home System (EHS), Open
Services Gateway Initiative (OSGi), Home Audio Video Interoperability (HAVI), e
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altri. Inoltre possono essere adattati dei protocolli industriali per soddisfare le
applicazioni domotiche, come, ad esempio, DeviceNet, Profibus, protocolli standard
CAN (Controller Area Network) e RS485.
Essi sono concepiti per la connettività a breve distanza e basso costo di sensori e
attuatori, quindi si adattano bene al contesto delle applicazioni di home networking.
Qualsiasi soluzione di automazione domestica deve soddisfare alcuni requisiti di
base per garantire il comfort e la fiducia dell'utente. Tra questi: facilità d'uso,
continuità del servizio, affidabilità e costi contenuti.
Una volta che questi obiettivi sono soddisfatti, una soluzione di automazione
domestica correttamente progettata può anche permettere il risparmio energetico,
oltre ad una gestione comoda ed efficiente.
I principali elementi di domotica sono sensori e controller.
I sensori controllano diversi parametri legati all'ambiente domestico, e traducono le
loro variazioni in segnali che si modificano di conseguenza.
I controller processano i segnali generati dai sensori e le configurazioni dell'utente e
inviano appositi comandi agli attuatori ubicati in ambiente domestico.
Tra le numerose attività di ricerca promosse nel campo delle Home Area Networks
(Hans), il progetto europeo OMEGA [3], [4] sta indagando su una evoluzione
possibile delle tecnologie di rete per i futuri servizi di intrattenimento, attraverso la
progettazione di Inter-Medium Access Control (MAC). Molti sforzi sono stati fatti
per far convergere tecnologie fisiche eterogenee in un quadro unico e coerente, ma
fino ad ora non sono state raggiunte soluzioni significative.
L'architettura perseguita è una rete domestica della capacità di Gbps, necessaria per
garantire la qualità attesa dall'utente, costruita su collegamenti radio, combinati con
una Power Line Communication (PLC) - basata su infrastrutture di backup -, in
modo tale da non dover inserire "nuovi cavi" all'interno della casa.
Diversi approcci sono stati presentati per unificare i diversi sotto-sistemi, e
risparmiare risorse.
Tra le ultime proposte, alcune suggeriscono l'adozione dello standard Multimedia
Home Platfom (MHP) come tecnologia abilitante per un'effettiva interoperabilità.
MHP, sviluppato dal consorzio Digital Video Broadcasting (DVB), è lo standard di
riferimento per le applicazioni interattive DTT (Digital Terrestrial Television), si
tratta di un ambiente basato su Java che definisce una generica interfaccia tra le
applicazioni ed i Set Top Box (STB).
Applicazioni MHP, fruibili attraverso il Transport Stream (TS) MPEG2 su un canale
radio, o residenti nel STB, possono accedere e sfruttare le risorse hardware dell'
STB, invocando API (Application Programming Interface) specifiche.
9
Considerando lo scopo principale dei decoder DTT (cioè, di ricevere e decodificare
segnali audio / video), la loro natura basata su Java, la possibilità di eseguire piccole
applicazioni, e le interfacce di comunicazione in genere disponibili, i ricevitori
MHP compatibili potrebbero rappresentare dei buoni candidati come dispositivi di
gestione unificata , negli ambienti domestici dove sono presenti multimedia,
automazione, e apparecchi di assistenza.
Il Set Top Box consentirà anche l’integrazione di dispositivi elettromedicali dedicati
al monitoraggio dei parametri clinici di particolari categorie di soggetti affetti da
differenti patologie.
Gli apparati biomedicali agiscono come sorgenti dati che vengono trasferiti prima
alla rete interna e poi inoltrati verso quella esterna, consentendo di monitorare le
condizioni di salute dell’utente.
Inoltre, i decoder MHP presentano una interfaccia molto familiare e facile da usare,
cioè il monitor TV e il telecomando, che li rende preferibili a tecnologie più
complesse, quali PC o controllori di automazione, in particolare nella progettazione
di servizi mirati a specifici utenti, come le persone anziane o disabili.
L'applicazione MHP sviluppata è destinata ad arricchire un ricevitore DVB-T
commerciale con la capacità di svolgere funzioni di controllo, per la gestione di un
sistema domotico, attraverso un'interfaccia grafica molto amichevole e intuitiva .
Inoltre, il ricevitore MHP è personalizzato per consentire lo streaming di segnali
video da un videocitofono esterno, o una periferica di acquisizione video per interni,
utilizzando la rete dati domestica .
In questo modo, il televisore tradizionale può essere utilizzato come unità monitor,
per controllare gli ambienti domestici esterni o interni, anche rimanendo seduti sul
divano e guardando i normali programmi televisivi.
Infine, grazie al fatto che le comunicazioni audio e video vengono gestite per mezzo
di una struttura SIP (Session Initialization Protocol), il segnale video in entrata,
generato da un citofono esterno, può essere consegnato a chiunque con il compito di
monitorare e assistere l'utente domestico, al fine di verificare la sua sicurezza.
10
1.3 Architettura del sistema
Il sistema proposto [5] si configura come un Set Top Box evoluto, in grado di
interfacciare sistemi esistenti e tecnologie consolidate nella distribuzione di
contenuti audio/video, come il broadcast televisivo in tecnologia digitale terrestre
(DVB-T) o lo streaming di contenuti multimediali su IP (Internet Protocol).
Gli apparati biomedicali solitamente utilizzano transceivers Bluetooth (in quanto
quelli disponibili sul mercato, e certificati, sono quasi esclusivamente di questo tipo)
e formano una PAN (Personal Area Network) interfacciata con il Set Top Box.
Siamo interessati a valutare la possibile integrazione di biosensori molto innovativi,
impiantabili nel corpo umano, che possono raccogliere e trasferire i dati relativi alla
salute, anche senza la necessità di alcuna azione da parte dell’utente.
L’obiettivo di questa ricerca è tentare di sfruttare una tecnologia tradizionale, e
ormai familiare ai più, ovvero la televisione, per gestire in maniera semplice e
intuitiva dispositivi che poco hanno a che fare con la televisione stessa, ma che
spesso sono di uso necessario e frequente per specifiche categorie di soggetti,
tipicamente anziani, spesso affetti da patologie che richiedono un monitoraggio
costante di determinati parametri clinici.
La possibilità di poter “visualizzare” in maniera semplice e immediata il proprio
stato di salute sul monitor televisivo e di poter, altrettanto semplicemente, interagire
con i dispositivi elettromedicali usati per il monitoraggio del proprio stato di salute
potrebbe costituire un importante aiuto per quei soggetti che, per motivi diversi,
legati all’età, al grado di scolarizzazione, allo stato di salute stesso, non possono, o
non vogliono, apprendere il funzionamento di dispositivi più complessi da gestire.
La disponibilità di un Set Top Box evoluto, in grado di interfacciare i dispositivi
elettromedicali e di acquisire il segnale televisivo digitale, potrà poi aprire la strada
alla erogazione di una vasta gamma di servizi da parte di operatori medici, enti
sanitari pubblici e/o privati, enti e organizzazioni assistenziali, anche nella
prospettiva di ampliare la platea di possibili fruitori di assistenza sanitaria
domiciliare, che consentano una riduzione dei costi legati all’ospedalizzazione e alla
mobilità degli operatori.
11
Figura 1.1 Architettura del sistema proposto per la fornitura di servizi di assistenza
sanitaria remota su piattaforma DVB-T.
1.4 Soluzione proposta (MHP)
Il sistema proposto, rappresentato schematicamente nella figura 1.1 è composto
principalmente da:
 una prima parte situata a casa del paziente;
 una seconda parte situata in un centro medico.
A casa del paziente il sistema è composto da:

un apparato televisivo in grado di ricevere le applicazioni interattive del digitale
terrestre, quindi un set-top box per DVB-T con il suo telecomando, un televisore
e un’antenna;

una linea telefonica per la trasmissione dei dati;

una smart card personale del paziente da inserire nel set-top box per la sua
autenticazione e per la configurazione dei parametri necessari alla connessione
con il centro medico;

un apparato elettronico (base station) per l’acquisizione dei segnali biomedici.
Attraverso i mezzi di trasmissione forniti da un’emittente televisiva (broadcaster), il
set-top box riceve un’applicazione (Xlet) in grado di gestire la base station, di
visualizzare sullo schermo TV gli esami acquisiti e di inviarli ad un centro medico.
12
Il set-top box DVB-T è come un computer, caratterizzato da un canale d’ingresso
per l’utente (il telecomando), un canale di uscita (attraverso lo schermo TV) e alcune
porte per l’interfacciamento con altri dispositivi, nominalmente una porta seriale
(RS-232) e un connettore RJ-11 per la linea telefonica (dal momento che il set-top
box ha un modem interno), oltre ai tradizionali connettori audio/video.
La parte del sistema situata nel centro medico remoto è composta da:

un PC connesso a Internet e che agisce da server per la ricezione degli esami
effettuati dal paziente;

un programmatore di smart card.
13
14
Capitolo 3. Tecnologia dei sensori: impiantabili o indossabili
Capitolo 2
Tecnologie di comunicazione tra i sensori e la Base
Station
Una rete di biosensori può essere impiantata in un corpo umano per monitorare,
diagnosticare o come protesi; un biosensore può rilevare, registrare e trasmettere
informazioni relative a cambiamenti fisiologici nel suo contesto.
Una WBSN (Wireless Body Sensor Network) è una rete, senza fili, di nodi sensori
intelligenti, in grado di raccogliere informazioni dal corpo (quali temperatura, tasso
di glucosio nel sangue, pressione arteriosa, ECG, etc.), elaborarle e trasmetterle
wireless ad una Base Station (BS) all’esterno, ma nelle vicinanze.
Una rete di biosensori impiantabili è fondamentalmente differente dalle altre reti
wireless: i sensori hanno una fonte continua, ma molto ridotta, di energia e quindi
questo vincolo richiede l'impiego di un protocollo di comunicazione ad alta
efficienza energetica.
Figura 2.1 Struttura di una Implantable Wireless Body Sensor Network.
Diverse ricerche e attività industriali sono attualmente in corso nell'ambito delle
BANs (Body Area Networks ) per applicazioni biomediche e sanitarie [6], [7], [8].
In questi campi, la disponibilità di una tecnologia di trasmissione che consenta una
facile implementazione, impieghi dispositivi a basso costo, ed abbia lunga durata
delle batterie, potrebbe rappresentare una risorsa che permetterebbe una adozione su
larga scala di dispositivi impiantabili per la gestione della salute.
La tecnologia di comunicazione Ultra Wide Band (UWB) utilizza segnali con una
15
Capitolo 2. Tecnologie di comunicazione tra i sensori e la Base Station
larghezza di banda molto ampia oltre ad una densità di potenza spettrale molto
bassa: queste caratteristiche rendono la tecnologia molto interessante in vari campi
di applicazione [9].
I sistemi UWB più comuni si basano sulla trasmissione di impulsi molto brevi, il
tempo di durata dei quali è inferiore 1ns (impulso radio) sia per trasmissioni in
banda base che modulando una portante RF.
Tali sistemi wireless evidenziano una ridotta complessità, bassi consumi di energia e
data rate piuttosto alti. La tecnologia di comunicazione con impulsi radio UWB
standardizzata nelle raccomandazioni IEEE802.15a risulta essere molto robusta e
particolarmente efficace per applicazioni alle BANs.
Grazie al livello di radiazione molto basso, che permette la coesistenza con altri
sistemi di comunicazione tradizionali e riduce l’impatto sulla salute dell’uomo, e la
intrinseca robustezza verso le interferenze e i cammini multipli, UWB appare di
grande interesse come tecnologia di riferimento per applicazioni biomedicali, in cui
una lunga durata delle batterie che forniscono alimentazione è un aspetto critico.
Oltre a tutte queste caratteristiche, la comunicazione UWB rappresenta un candidato
interessante per fornire elevata velocità di trasferimento dati, anche in futuro, nelle
applicazioni all’interno del corpo umano. Quando si utilizza UWB, la maggior parte
della complessità è dal lato ricevitore e permette quindi la realizzazione di un
trasmettitore di potenza e complessità ultra basse in uplink (dal sensore impiantato al
master). Inoltre, la complessità hardware ridotta di un trasmettitore UWB offre il
potenziale per bassi costi e soluzioni altamente integrate.
Dispositivi impiantabili UWB wireless abilitati, come defibrillatori cardiaci,
potrebbero essere fondamentali per i pazienti affetti da patologie specifiche, ma
anche necessari per garantire una qualità accettabile della salute e della vita [10].
Nella Fig.2.2 è rappresentata l'assegnazione dello spettro delle
frequenze per
WBAN, in essa sono evidenziate le bande approvate dalla FCC per MICS (Medical
Implant Communication Service) e WMTS (Wireless Medical Telemetry Service).
Una soluzione prototipo che implementa un sistema di comunicazione WBAN
basato su queste tecniche è descritto in [11]. Come mostrato nella figura, MICS e
WMTS sono posizionati
su una banda con licenza, ma la larghezza di banda
assegnata non consente una velocità di trasmissione molto elevata.
16
Fig. 2.2 Assegnazione delle frequenze per WBAN.
Per superare questo problema, IEEE ha recentemente approvato lo standard
802.15.6 per reti locali e metropolitane. La parte 15.6, Wireless Body Area Network
[12] comprende tre diverse specifiche di livello PHY: Banda stretta, Ultra Wide
Band, e la Human Body Communication.
Oltre alla sforzo di standardizzazione promosso da IEEE, molto lavoro è stato
sviluppato al fine di provare e testare tecnologie alternative, in grado di ridurre i
costi e complessità, e per prolungare la durata della batteria del sensore. Come
esempio, la progettazione di un protocollo di comunicazione ottimizzato per piccoli
burst di dati consente una forte riduzione del consumo di energia in Bluetooth Low
Energy (BLE) [13]. Allo stesso tempo, altri protocolli nati da iniziative industriali,
come ANT, sono in grado di soddisfare il fabbisogno energetico dei dispositivi
sanitari, fornendo al tempo stesso componenti a basso costo [14].
Come ulteriore esempio di un approccio alla riduzione dei requisiti di potenza del
ricetrasmettitore del sensore si può citare il TBCD-TDM (Time Based dati codificati
- Time Division Multiplexing) [15]. Anche in questa proposta viene presentata una
ottimizzazione del protocollo che produce una riduzione del fabbisogno energetico,
rispetto al ZigBee.
Infine si propone uno schema di trasmissione UWB-4PPAM, che consente una forte
riduzione della complessità del sistema, al tempo stesso mantenendo i requisiti di
robustezza e potenza tipici di UWB.
Nelle pagine seguenti verranno illustrate le diverse modalità di trasmissione delle
varie soluzioni analizzate e le loro principali caratteristiche.
17
2.1 Soluzioni standard
2.1.1 Bluetooth
Bluetooth è uno standard di comunicazione radio a corto raggio tramite il quale si
possono connettere dispositivi elettronici in modalità wireless. La tecnologia
Bluetooth opera nella banda di frequenze tra 2.4 e 2.5 GHz, denominata ISM
(Industrial Scientific Medical), libera da ogni licenza di utilizzo.
Bluetooth usa una tecnica trasmissiva di tipo FHSS (Frequency Hopping Spread
Spectrum – a spettro espanso con salti di frequenza), in cui la frequenza non è fissata
ma varia tra 79 frequenze diverse (hopping) ad intervalli regolari, secondo una
sequenza pseudocasuale. Ciò consente di contrastare meglio l'interferenza e il
fading, un affievolimento del segnale causato da ostacoli riflettenti interposti tra
trasmettitore e ricevitore (in queste condizioni, infatti, la radiazione emessa si
propaga e raggiunge l'antenna ricevente seguendo cammini diversi, che producono
attenuazioni differenti e sfasamenti casuali; la ricomposizione di questi contributi
all'antenna ricevente genera un segnale la cui ampiezza può fluttuare anche molto
fortemente).
Il raggio di trasmissione varia in base alla classe, da 1 m a 100 m, distanze limitate
dall'esigenza di contenere la potenza di trasmissione e, di conseguenza, il consumo
di energia. Questo fatto risulta particolarmente importante se si pensa di usare la
tecnologia Bluetooth per la connessione di dispositivi alimentati da batteria per i
quali l'autonomia è un requisito critico.
Altre caratteristiche importanti sono l'ingombro ridotto, la sicurezza delle
connessioni ed il basso costo. Tutte queste caratteristiche rendono la tecnologia
Bluetooth particolarmente adatta alle reti mobili ad hoc e ad oggi quasi tutti i
dispositivi in commercio integrano un’interfaccia Bluetooth.
Le reti topologicamente più semplici, che possono essere formate usando dispositivi
Bluetooth, vengono dette piconet.
Lo standard Bluetooth prevede la possibilità di attuare l'autenticazione tra dispositivi
e la crittografia della trasmissione. L'autenticazione è ottenuta usando una chiave
segreta condivisa fra due apparati, detta link key, e avviene secondo un meccanismo
a sfida e risposta (challenge/response) tra un dispositivo richiedente e un verificatore
dell'autenticazione. Se ha successo, la procedura viene ripetuta a ruoli invertiti,
permettendo l'autenticazione reciproca. La link key viene stabilita durante una
particolare sessione di comunicazione chiamata pairing, che può richiedere
l'inserimento di un PIN (Personal Identification Number) da parte dell'utente. Si dice
che i due dispositivi sono accoppiati (paired) quando condividono una link key
18
precedentemente negoziata. La crittografia è basata su una chiave a 128 bit, diversa
dalla link key e ricavata da quest'ultima, dall'indirizzo fisico del dispositivo e da un
numero casuale.
Le aziende produttrici di health device hanno adottato Bluetooth come tecnologia
wireless, grazie alle sue doti di sicurezza e affidabilità, ma i protocolli ed i formati di
scambio dati implementati sono proprietari delle singole aziende. E’ quindi evidente
che per uno sviluppo di massa del mercato health e fitness le aziende manifatturiere
devono adottare uno standard wireless interoperabile.
2.1.2 Bluetooth Low Energy
I primi dispositivi con Bluetooth 4.0 Low Energy (BLE)
sono disponibili sul
mercato dagli inizi del 2011 [13].
L'utilizzo del Bluetooth Low Energy come possibile tecnologia del futuro per reti di
sensori corporali è forse rappresentato dal fatto che Continua Health Alliance,
formata da industrie leader nel settore sanitario e tecnologico che cooperano nel
tentativo di creare un sistema di dispositivi personali per la telemedicina,
interoperabili tra loro, abbia dichiarato la selezione della nuova tecnologia
Bluetooth, tra tante altre, come la tecnologia da includere nella seconda versione
delle “Continua Health Alliance Design Guidelines" come soluzione wireless “lowpower".
D'altronde gli ultimi anni hanno visto crescere notevolmente l'attenzione verso
l'Health Device Profile (HDP), profilo Bluetooth studiato appositamente per
applicazioni mediche potrebbe, nel prossimo futuro, rappresentare il vero valore
aggiunto per il successo del Bluetooth Low Energy nel mondo delle BSN. L'HDP,
inserendo nella sua specifica lo standard IEEE 11073 (Sezione 2.5.3), fornisce la
possibilità a tutti quei dispositivi medicali che già utilizzano lo standard IEEE di
poter utilizzare facilmente il Bluetooth come tecnologia wireless. Infatti già diversi
produttori utilizzano il Bluetooth ma definiscono un protocollo proprietario per
l'incapsulamento dei dati.
Lo scopo dell'HDP e’ permettere una standardizzazione del formato dati, sulla base
dell'IEEE 11073, incrementando l'interoperabilità dei dispositivi: HDP definisce
solo il meccanismo
per la creazione della connessione e lo scambio dei dati su Bluetooth; le procedure
per lo scambio dei dati tra dispositivi medici e il formato dei dati associati si basa
sugli standard della famiglia IEEE 11073, che viceversa sono transport-indipendent
e quindi si affidano a quanto definito dall'HDP per il trasporto.
19
Alcuni dei vantaggi del nuovo Bluetooth a basso consumo sono:
• Consumo minimo di energia in modalità picco, media e stand-by;
• Capacità di funzionare per anni con l’energia di comuni batterie a bottone;
• Basso costo;
• Interoperabilità tra più vendor;
• Raggio di azione potenziato.
Riassunto dei dettagli tecnici:
Trasferimento dati: Bluetooth low energy supporta pacchetti dati molto corti
(da un minimo di 8 ottetti a un massimo di 27 ottetti) trasmessi a 1 Mbps.
Frequency Hopping: Bluetooth low energy utilizza il frequency hopping adattativo
come tutte le versioni di Bluetooth;
Latenza: Il tempo di connessione è stato ridotto fino a 3ms, permettendo a
un’applicazione di formare una connessione e poi trasferire dati autenticati in pochi
millisecondi per poi chiudere le connessione velocemente (con vantaggi ulteriori nel
consumo energetico);
Range: L'aumento dell'indice di modulazione dà la possibilità di copertura fino a
100m.
Robustezza: Bluetooth Low Energy usa un CRC a 24 bit su tutti i pacchetti
assicurando massima robustezza contro gli errori.
Sicurezza: La nuova specifica utilizza una tecnica di crittografia AES-128 con CCM
(Counter con CBC-MAC).
Topologia: E’ utilizzato un indirizzo a 32 bit per ogni slave permettendo la
connessione
di un numero molto elevato (232) di dispositivi. La tecnologia e’ ottimizzata per
connessioni uno-a-uno ma permette anche connessioni uno-a-molti utilizzando una
topologia a stella. Con l'uso di connessioni e disconnessioni veloci, i dati possono
essere mossi come in una topologia mesh senza la complessità di dover mantenere
una rete mesh.
Confrontato con il Bluetooth classico, il nuovo Bluetooth Low Energy sembra essere
molto più efficiente, anche se la velocità di trasmissione massima è 1 Mbps,
soprattutto in termini di latenza e consumo energetico, due requisiti fondamentali
nelle BSN.
Questo è stato possibile ottimizzando 3 aspetti base del Bluetooth:
1. Messaggi di avviso per “connectability" e “discoverability".
Nel Bluetooth classico affinché un dispositivo sia “connectable" e “discoverable",
ovvero ci si possa connettere ad esso e sia visibile nella scansione dei dispositivi
disponibili, esso deve accendere il ricevitore aspettando che ci sia qualcuno che
20
voglia effettivamente trasmettergli qualcosa.
Con il Bluetooth Low Energy, invece, il dispositivo che vuole essere visibile deve
solo trasmettere 3 brevi pacchetti e ascoltare se qualcuno desidera effettivamente
comunicare.
Il tempo per l'invio dei pacchetti e l'ascolto è di soli 1,4 s, circa 17 volte più
efficiente rispetto al Bluetooth classico.
2. Eventi di connessione e comunicazione.
Quando è richiesta una connessione, tutte le informazioni necessarie sono contenute
nel pacchetto inviato dal dispositivo master che ha avviato la connessione allo slave.
Queste informazioni includono la mappa dei canali per l'Adaptive Frequency
Hopping e l'informazione per la trasmissione negli slot corretti.
Questo invio non rende necessaria la negoziazione di altri parametri prima dell'invio
dei dati veri e propri. Questo risparmia tempo (minore latenza) ed energia.
3. Pacchetti più efficienti.
Una velocità di 1 Mbps al livello fisico vuol dire che ad esempio l'invio di 4 byte
richiede 32 s. Bisogna perciò considerare anche l'overhead aggiunto al pacchetto
rispetto ai dati veri e propri. Con il Bluetooth Low Energy questo overhead è stato
ridotto a circa la metà; il che significa una minore energia richiesta per la
trasmissione della stessa quantità di dati rispetto alle connessioni Bluetooth
standard.
2.1.3 ZigBee
Attualmente lo standard wireless più utilizzato, tra nodi sensore impiegati in BSN, è
l'IEEE 802.15.4 che garantisce consumi energetici molto bassi e costi di produzione
ridotti; tale standard è dunque la più seria alternativa a Bluetooth (almeno lo era
prima della nascita di BLE).
ZigBee opera nelle frequenze radio assegnate per scopi industriali, scientifici e
medici (ISM); 868 MHz in Europa, 915 MHz negli Stati Uniti e 2,4 GHz nella
maggior parte del resto del mondo. Questa tecnologia ha l’obiettivo di essere più
semplice e più economica di altre WPAN (Wireless Personal Area Network) come,
ad esempio, Bluetooth.
I protocolli ZigBee sono progettati per l'uso in applicazioni embedded che
richiedano un basso transfer rate e bassi consumi. L'obiettivo attuale di ZigBee è di
definire una Wireless mesh network economica e autogestita che possa essere
utilizzata per scopi quali il controllo industriale, le reti di sensori, la domotica, le
telecomunicazioni. La rete risultante avrà un consumo energetico talmente basso da
poter funzionare per uno o due anni sfruttando la batteria incorporata nei singoli
21
nodi.
Ci sono tre differenti tipi di dispositivo ZigBee:
ZigBee Coordinator (ZC): è il dispositivo più "intelligente" tra quelli disponibili,
costituisce la radice di una rete ZigBee e può operare da ponte tra più reti. Ci può
essere un solo Coordinator in ogni rete. Esso è inoltre in grado di memorizzare
informazioni riguardo alla sua rete e può agire come deposito per le chiavi di
sicurezza.
ZigBee Router (ZR): questi dispositivi agiscono come router intermedi passando i
dati da e verso altri dispositivi.
ZigBee End Device (ZED): includono solo le funzionalità minime per dialogare con
il suo nodo parente (Coordinator o Router), non possono trasmettere dati provenienti
da altri dispositivi; sono i nodi che richiedono il minor quantitativo di memoria e
quindi risultano spesso più economici rispetto ai ZR o ai ZC.
I profili correnti derivati dai protocolli ZigBee supportano sia reti "beacon enabled"
che reti "non-beacon enabled".
La modalità di base di accesso al canale specificato da IEEE 802.15.4-2003 è il
Carrier Sense Multiple Access / Collision Avoidance (CSMA/CA). Questo significa
che i nodi, controllano se il canale è libero, quando devono trasmettere. Vi sono
alcune eccezioni all'uso del CSMA: i segnali di beacon, inviati secondo uno schema
prefissato, i messaggi di acknowledge e le trasmissioni di dispositivi in reti beaconoriented che hanno necessità di bassa latenza ed usano Guaranteed Time Slots
(GTS) che per definizione non fa uso di CSMA.
Nelle reti beacon enabled, i nodi detti ZigBee Router trasmettono periodicamente
dei segnali di beacon per confermare la loro presenza agli altri nodi; tra un beacon e
l'altro i nodi possono cambiare modalità per risparmiare energia, abbassando il duty
cycle, cioè la frazione di tempo che un nodo passa in uno stato attivo in proporzione
al tempo totale considerato.
Nelle reti non-beacon enabled, viene utilizzato un meccanismo di accesso al canale
di tipo CSMA/CA (ovvero accesso multiplo tramite rilevamento della portante che
evita collisioni).
In questo tipo di reti i ZigBee Router solitamente tengono i loro ricevitori sempre
attivi, il che provoca un consistente consumo di energia. In pratica queste reti sono
"miste": alcuni dispositivi sono costantemente pronti a ricevere, mentre altri si
limitano a trasmettere in presenza di uno stimolo esterno. L'esempio tipico di una
rete di questo tipo è dato dagli interruttori wireless: il nodo ZigBee nella lampada
può essere costantemente in ricezione, avendo la possibilità della connessione diretta
alla rete elettrica, mentre l'interruttore (al pari di un telecomando) alimentato a
22
batteria può rimanere inattivo fino all'istante in cui vi è necessità di mandare un
segnale. A quel punto si attiva, invia il comando, riceve un segnale di acknowledge e
ritorna inattivo. In questo esempio la lampada sarà un ZR, se non un ZC, mentre
l'interruttore sarà uno ZED.
Nelle reti beacon enabled, i nodi detti ZigBee Router trasmettono periodicamente
dei beacon per confermare la loro presenza agli altri nodi. Tra un beacon e l'altro i
nodi possono cambiare modalità per risparmiare energia, abbassando il duty cycle.
In generale, i protocolli ZigBee minimizzano il tempo di attività del
radiotrasmettitore, così da ridurre il consumo di energia. Nelle reti beacon enabled i
nodi consumano energia solo nel periodo in cui c'è il beacon, mentre in quelle nonbeacon enabled alcuni nodi sono sempre attivi (il loro consumo di energia è quindi
alto) mentre altri sono per la maggior parte del tempo spenti.
Poiché ZigBee si può attivare (passare dal sonno alla modalità attiva) in 15 msec o
meno, la latenza può essere molto bassa e dispositivi possono essere molto sensibili,
in particolare rispetto ai ritardi di wake up del Bluetooth, che sono tipicamente
intorno a tre secondi. Poiché ZigBee può essere inattivo per la maggior parte del
tempo, il consumo di potenza media può essere molto basso, con conseguente lunga
durata della batteria.
Zigbee può essere considerato un potenziale concorrente di Bluetooth perché riduce
i costi e prolunga la durata delle batterie. Zigbee richiede solo 32 kbyte di memoria
di programma per implementare tutto il protocollo (contro i circa 250 kbyte
necessari per il protocollo Bluetooth), il che si riflette positivamente sul consumo
(meno dati da trasmettere) ed anche sul costo.
La maggior complessità del Bluetooth si nota anche dal maggior numero di
primitive di servizio previste dal protocollo: 131 contro circa 30 di Zigbee.
I dispositivi Zigbee possono trasmettere ad una velocità di circa 250 kbps (contro 1
Mbps del Bluetooth) : il data-rate ridotto rende Zigbee interessante quando la
quantità di informazioni da trasferire è ridotta.
23
2.2 Proposte industriali
(LEACH, PEGASIS, ANT, MICS, WMTS)
Il protocollo LEACH (Low-Energy Adaptive Clustering Hierarchy) [16] si basa
sulla divisione della rete in settori (cluster ). Alcuni nodi vengono eletti in maniera
casuale capi gruppo (cluster head) e hanno il compito di gestire tutte le operazioni
dei sensori appartenenti al loro settore.
Il protocollo LEACH opera principalmente in due fasi:

scelta del CH (cluster head) per ogni gruppo,

trasmissione dei dati.
Durante la prima fase tutti i nodi possono chiedere, in maniera indipendente, di
diventare cluster head. La scelta finale dipende sia dai nodi che non hanno
recentemente operato come CH, sia dal tempo durante il quale si desidera operare
come CH. In seguito, il CH appena eletto manda un messaggio in broadcast a tutti i
nodi della rete i quali decidono a quale cluster appartenere. A questo punto ogni
nodo si registra presso il proprio CH. In seguito il CH stabilisce il periodo di tempo
durante il quale ciascun nodo, appartenente a quel cluster, può inviargli i dati.
Nella seconda fase il CH, una volta ricevuti tutti i dati appartenenti al proprio
gruppo, li invia alla stazione base. Dopo un certo periodo di tempo la rete entra di
nuovo in fase di inizializzazione; viene effettuata una nuova divisione in gruppi e
vengono eletti dei nuovi cluster head. In tal modo si permette una ripartizione del
consumo di energia tra tutti i nodi della rete.
Lo svantaggio maggiore di questo protocollo consiste in un pesante consumo di
energia ad ogni comunicazione. Inoltre si assume che ogni nodo abbia sempre
qualche dato da trasmettere, ipotesi non certo vera in molte applicazioni.
PEGASIS (Power Effcient Gathering in Sensor Information Systems) [17] può
essere considerato un miglioramento di LEACH. Il protocollo costituisce delle
catene di nodi in modo tale che ciascuno di essi trasmetta e riceva pacchetti dal
vicino più prossimo in termini di potenza di segnale.
Una volta formata la catena, viene scelto in maniera casuale un nodo, diverso ad
ogni round di comunicazione, che assuma il ruolo di leader nelle trasmissioni verso
la stazione base in modo da distribuire tra tutti i nodi il maggiore carico di lavoro
richiesto dalle operazioni di leader.
PEGASIS si è dimostrato essere in grado di aumentare il tempo di vita della rete,
principalmente grazie all'eliminazione della fase di creazione dei cluster.
Tuttavia presenta limiti dovuti all'assunzione che ogni nodo possa comunicare
24
direttamente con la stazione base, la conoscenza completa della topologia della rete,
il ritardo introdotto per i nodi più distanti nella catena e infine il collo di bottiglia
che potrebbe costituire il leader.
Questi protocolli di comunicazione utilizzano anche gli stessi metodi standard
allegando informazioni di controllo di grandi dimensioni (centinaia di bit) ai dati
principali, il che è molto dannoso in relazione ai vincoli di energia nelle reti wireless
ultra low energy.
Ad esempio, ZigBee, che è uno dei protocolli migliori e più comunemente utilizzato
nelle reti di sensori wireless di bassa potenza, aggiunge fino a 27 byte di controllo ai
dati principali.
Protocollo ANT
ANT è un’altra nuova tecnica che dal 2009 compete con ZigBee, usa hardware e
protocollo di comunicazione proprietari ed ha aumentato l’efficienza riducendo il
consumo medio di energia e la longevità della batteria nel nodo sensore.
Il protocollo ANT WSN è stato progettato per semplicità ed efficienza: durante il
funzionamento, questo si traduce in un bassissimo consumo di energia, per
massimizzare la durata della batteria, un peso minimo sulle risorse di sistema,
progetti di rete più semplici e costi di implementazione inferiori.
ANT è un protocollo di rete wireless, specificamente progettato per reti di sensori
wireless (WSN) per funzionare con basso costo, con microcontrollori (MCU) a
bassa potenza e ricetrasmettitori operanti nella banda ISM (Industrial, Scientific and
Medical), a 2.4 GHz.
ANT presenta anche bassa latenza, la capacità di scambiare la velocità di
trasmissione dati con il consumo di energia, e il supporto per la trasmissione e le
transazioni per il riconoscimento, con un data rate netto fino a 20 Kbit / s.
Ha un date rate di trasmissione di 1 Mbit / s, per il funzionamento a basso duty
cycle.
25
Figura 2.3 Possibili impieghi del protocollo ANT.
Lo scopo di questo standard è quello di semplificare le connessioni tra dispositivi
elettronici, ognuno con il suo dispositivo di rete che funziona in modo indipendente.
La corrente di picco in trasmissione è circa 15 mA e la corrente di picco in ricezione,
a 0 dBm, è 17 mA. La corrente media Tx e Rx in ANT, per un campione ogni due
secondi (0.5 Hz) , è 35 A in trasmissione e 25 A in ricezione.
Il protocollo ANT può essere configurato in modo che i sensori trascorrano lunghi
periodi in modalità “sleep” (consumo dell’ordine dei A di corrente), vengano
svegliati brevemente per comunicare (il consumo sale a circa 22 mA, durante la
ricezione, e 13.5 mA, durante la trasmissione), per poi tornare alla modalità sleep
[14].
MICS e WMTS
Ci sono due protocolli, il primo, MICS (Medical Implant Communications Services)
[18] si applica alle tecnologie impiantabili che devono comunicare con l’esterno
periodicamente o se ci sono deviazioni dai parametri di specifica, il secondo WMTS
[19] (Wireless Medical Telemetry Service) si usa per sistemi non impiantati, o sulla
26
pelle, per collegamenti regolari e trasmettono ad una distanza maggiore.
Il primo è impostato per sostituire completamente le tecniche di accoppiamento
magnetico-induttive, fornendo in tal modo un trasferimento dei dati più veloce e
quindi una maggiore autonomia nelle applicazioni di pacemaker e defibrillatori.
L’accoppiamento magnetico-induttivo, usato da altre tecnologie, supporta solo
comunicazioni a una via e data-rates attorno ai 50 Kb/s, per distanze non superiori
ad alcuni centimetri. Le soluzioni MICS, che utilizzano un collegamento a radiofrequenza (RF), possono raggiungere fino a 250 Kb/s ad una distanza di circa 2 m
La FCC ha assegnato a MICS le frequenze tra 402 e 405 MHz nel 1999, nelle
comunicazioni con impianti medici, la massima potenza che può trasmettere è molto
bassa, EIRP = 25 w, al fine di ridurre il rischio di interferenza.
Ci sono una serie di restrizioni operative: in condizioni normali non può trasmettere,
prima di trasmettere si deve assicurare che non ci siano altre trasmissioni in corso,
sono vietate trasmissioni regolari, se non sono cambiate le condizioni del paziente,
può comunicare immediatamente se c’è una variazione.
WMTS utilizza le bande 608 – 614 MHz, 1395 – 1400 MHz e 1427 – 1432 MHz
(per un totale di 16 MHz)
assegnata dalla FCC nel 2000, ad uso di apparati
biomedicali, al fine di evitare perdita o ritardo di dati, visto che i sistemi di
telemetria medica trasmettono dati fisiologici in tempo reale.
Nella banda radio ISM si utilizzano tecniche spread-spectrum come DS o FH.
Le due tecniche, operando insieme sulla stessa banda, potrebbero causare
interferenze sugli utenti secondari come i sistemi di telemetria medica. Nella banda
WMTS sono quindi utilizzate entrambe le tecniche spread-spectrum ma non
possono coesistere, per evitare problemi di interferenza.
Il vantaggio fondamentale di un sistema WMTS è la mobilità che porta al paziente,
non essendo legati ad apparecchi di monitoraggio per mezzo di cavi, permette una
grande libertà di movimento. Inoltre, i dati di pazienti diversi possono essere
facilmente controllati da un punto centrale quale una postazione infermieristica. Il
costo totale di un sistema WMTS è significativamente inferiore a una configurazione
convenzionale a causa del suo cablaggio semplificato.
Come i sistemi MICS, i dispositivi WMTS impiegano tecniche aggiuntive per
mantenere basso il consumo di energia dei circuiti, tenendo il trasmettitore spento,
quando non in uso. Anche i circuiti del ricevitore possono essere spenti, quando non
sono in uso.
Questo tipo di trasmettitori hanno l'ulteriore vantaggio di una bassa esposizione alle
radiazioni.
27
2.3 Proposte scientifiche
2.3.1 TBCD-TDM (Time Based Coded Data -Time Division
Multiplexing)
Questo interessante protocollo di trasmissione, elaborato da alcuni ricercatori della
Concordia University di Montreal, in Canada, denominato
TBCD-TDM (Time
Based Coded Data -Time Division Multiplexing) [15], riesce a risparmiare molta
energia, rispetto agli standard esistenti, permettendo quindi ai sensori impiantabili
di restare per lunghi periodi all’interno del corpo umano e di raggiungere dimensioni
sempre più piccole.
Questa tecnica opera una sensibile riduzione dell’overhead, è adatta a nodi che
trattano poche informazioni, utilizzano poca energia ed hanno quindi una portata
limitata.
Un fattore critico nelle IWBSNs (Implantable Wireless Body Sensor Networks) è
che mantengono i ricetrasmettitori nei nodi sensori in modalità attiva per lungo
tempo esaurendo così la loro energia in poche settimane.
Per superare questo problema, tra le varie metodologie usate per leggere i dati dai
nodi sensori in una rete Master-Slave con topologia a stella, qui è stato scelto il
metodo ciclico, per cui ogni nodo invia i propri dati in uno slot di tempo specifico
predefinito. Così i nodi sensori devono essere perfettamente sincronizzati per essere
in grado di inviare i propri dati al momento giusto, con un TDM (Time Division
Multiplexing). Questa tecnica è molto efficiente nel risparmio di energia poiché ogni
sensore sa quando può tentare di fare la trasmissione e quindi non sono necessarie
complesse operazioni di richiesta/conferma.
Nelle reti wireless di sensori, con topologia a stella, vi è un nodo centrale ad elevate
prestazioni, senza problemi di energia, che è in grado di gestire tutte le transazioni di
dati all’interno della rete come master verso tutti i sensori disponibili come slave.
La figura illustra un esempio di una rete a stella con 8 nodi sensori, come slave, una
base station come master, usando la tecnica TDM ciclica.
28
Figura 2.4 Topologia di rete a stella Master/Slave, con tecnica TDM ciclica.
Il tempo tra due sensori consecutivi in tali reti è detto time slot e viene assegnato al
sensore che nell’istante iniziale si trova in quell’intervallo temporale.
In questo nuovo protocollo, invece di inviare il pacchetto completo dei dati,
comprese tutte le informazioni di controllo, in testa e in coda, ad ogni giro, i dati
saranno prima codificati nell’i-esimo time slot Ti , quindi verrà inviato solamente un
segnale molto piccolo alla BS, ad un certo calcolato istante, entro lo slot di tempo T i.
Così facendo si prolungherà la durata della batteria del nodo sensore, all’interno del
corpo umano, in modo significativo, mantenendo i transceivers nel loro stato
minimo di attività, cioè nello stato dormiente, per quasi tutto il tempo.
La tecnica proposta utilizza un affidabile tempo di sincronizzazione, stabilito tra tutti
i nodi attivi nella rete: quindi i ricercatori canadesi hanno proposto anche un nuovo
algoritmo di sincronizzazione, a bassa potenza, che si abbina perfettamente al
protocollo mentre il suo consumo di energia è molto basso.
Si ipotizza che solo il transceiver nella BS sia sempre nel modo attivo mentre, al
contrario, i sensori staranno sempre nel modo dormiente, tranne quando il valore
letto dal sensore coincide con il valore del contatore. A questo particolare evento, il
sensore si “sveglia” e invia un segnale molto corto e poi, rapidamente, ritorna al
modo dormiente.
Con questo metodo si evita un grande spreco di energia nei sensori.
Questi eventi sono generati dal ID counter, per l’identificazione del sensore e dal
Data counter, per trovare il dato corrispondente al sensore.
29
La BS e tutti i sensori leggono sempre lo stesso valore da questi contatori usando un
clock sincronizzato in ingresso. Questo ricorda le proprietà del TDM ma, in questo
caso, i dati completi, o un pacchetto di dati, non verranno mai inviati.
Seguendo lo schema a blocchi in figura abbiamo realizzato una simulazione, con
Matlab-Simulink, verificando la relativa semplicità del metodo proposto.
Fig. 2.5 (a)Modello di Sensore, (b)Modello di Base Station.
Supponiamo di avere tre sensori con lo stesso range di dati, ipotizziamo che tutti i
sensori siano perfettamente sincronizzati con la BS, utilizzando la stessa frequenza
di clock sia per il contatore della BS che per i contatori di ogni singolo nodo. Inoltre
ogni contatore deve essere inizializzato con lo stesso valore.
Come esempio vengono considerati sensori che rilevano il tasso di glucosio nel
corpo umano, che normalmente si mantiene tra 3,6 mM e 5,8 mM (milliMole/litro).
Nella simulazione, che analizziamo, tre nodi misurano la glicemia nel sangue, in un
range di valori da 3,0 mM a 6,5 mM, con una risoluzione di 0,5 mM, perciò possono
30
leggere solo un valore compreso tra questi 8.
L’ID-counter, realizzato da due bit, determina a quale sensore il dato appartenga, il
Data-counter, realizzato con tre bit, produce il corrispondente dato tra 3,0 e 6,5.
Figura 2.6 Un esempio con tre sensori che illustra il meccanismo
del protocollo TBCD.
La prima posizione dei sensori, ID=0, è riservata alle fasi di inizializzazione,
configurazione e sincronizzazione.
Nell’esempio analizzato il sensore #1 legge 5 mM di glucosio, invia un breve
segnale con il suo ID e il valore 4 in codice binario, corrispondente al valore
realmente misurato.
La BS riceverà (con ID e Data counter sincronizzati) questo segnale nello stesso
istante, quindi il Data counter avrà lo stesso valore 100, e troverà il vero valore del
dato, 5 mM, attraverso la LUT (Look Up Table) che è un array in cui sono
conservati i valori reali misurati dai sensori accoppiati ai corrispondenti valori
binari.
31
Figura 2.7 Risultati della simulazione nell’esempio con tre sensori.
Nell’esempio simulato vengono utilizzati tre diversi generatori di sinusoidi, con
frequenze diverse, come sorgenti dati in ingresso.
Nella figura sotto l’ID counter a due bit determina a quale sensore appartiene il dato
ottenuto (in questo caso il sensore #1 ha registrato il valore di glucosio 5mM, che
corrisponde al valore 4 in codice binario a tre bit).
32
Figure 2.8 Simulazione dell’esempio di tre sensori
con dati rappresentati da 3-bit.
2.3.2 La tecnica UWB-PPAM
La tecnica proposta è una modulazione combinata, detta Pulse Position Amplitude
Modulation (PPAM), e permette di ottenere alti data-rate, ricevitori meno complessi
e minori consumi di energia [20], [21].
La tecnica UWB-PPAM è basata sulla modulazione ibrida di posizione ed ampiezza
PPAM (Pulse Position Amplitude Modulation) e sull’utilizzo di impulsi ultracorti
UWB-IR (Ultra Wide Band-Impulse Radio); ciascun simbolo risulta essere un
impulso modulato in ampiezza e ritardato nel tempo, in base alle informazioni
associate al simbolo stesso.
33
Figura 2.9 Confronto della probabilità BER (Bit Error Rate) per 4PPAM, 4PPM e
4PAM, con bit rate=100 Mbit/s e 100 Kbit/s
Nel nostro caso abbiamo ipotizzato una 4PPAM e come impulso UWB è stato scelto
un monociclo Gaussiano. Questo implica che l’alfabeto dei simboli possibile è
composto da 4 simboli pilotati da due bit di informazione. La figura confronta le
prestazioni di PPAM, PAM e PPM: essa mostra che una 4PPAM ha miglior
34
prestazioni di una 4PPM, ma il vantaggio è modesto, in particolare all’aumentare di
SNR. Da notare che la 4PPAM ha una complessità computazionale circa la metà di
una 4PPM con prestazioni migliori.
L’impulso può assumere le posizioni P1 e P2, simmetriche rispetto all’asse dei
tempi, di ampiezza +1 e -1, definendo così le quattro forme d’onda caratteristiche
della 4PPAM.
0.5
0.5
0
-0.5
-1
-1
-0.5
0
0.5
Position
Position P1, Amplitude +1
0
-0.5
-1
-1
1
1
0.5
0.5
0
-0.5
-0.5
0
0.5
Position
0
0.5
Position
Position P1, Amplitude -1
x 10
1
-1
-1
-0.5
-9
Amplitude
Amplitude
Position P2, Amplitude -1
1
Amplitude
Amplitude
Position P2, Amplitude +1
1
1
-9
x 10
0
-0.5
-1
-1
1
-0.5
0
Position
-9
x 10
0.5
1
-9
x 10
Figura 2.10 Forme d’onda UWB-4PPAM
Il monociclo Gaussiano utilizzato è rappresentato dall’espressione:
mg (t )  C  t  e
Dove

t2
2 2
(1)
, per normalizzare la massima ampiezza dell’impulso,
e Tp è la durata temporale dell’impulso.
Il segnale 4PPAM può essere scritto:
s PPAM (t ) 

 A m t  jT
j  
j
g
s
 d j 
Dove Ts rappresenta il tempo di simbolo.
In un contesto di scenario multiutente è possibile considerare trame di durata T f in
cui inserire sequenze di tempi random che garantiscono l’accesso contemporaneo
alla risorsa di canale e la non sovrapposizione dei segnali associati ai diversi utenti
nel tempo di frame, in questo caso il segnale può essere così scritto:
35
s(t ) 

 A m t  jT
j
j  
g
f
 c jTc  d j 
(2)
Nella formula Aj è l’ampiezza del segnale (uguale a +1 o -1), Tf è il tempo di
simbolo, cjTc è il ritardo temporale casuale introdotto per effettuare l’accesso
multiplo in modalità time hopping,
con
0 Rectangular
cj  Nh ,Pulse
un numero intero associato ad
PPAM
Signal
una sequenza
pseudo casuale, e Tc il tempo di chip, tali che NhTc < Tf.
1
Voltage
Perciò,0.5questo termine causa un ulteriore sfasamento temporale allo scopo di evitare
catastrofiche
collisioni, dovute alle interferenze per accessi multipli (MAI) e
0
implementa
una configurazione time hopping (TH) UWB PPAM.
-0.5
Infine d
j è il contributo allo sfasamento temporale dovuto alla modulazione PPM.
-1
Aj e dj sono scelti1 in accordo
con la3 coppia di
2
4 bit da trasmettere.
5
6
7
Time [s]
8
-8
x 10
= 0.15 ns
1
cjTc
Voltage
0.5
0
Tf
-0.5
-1
1
2
3
4
5
Time [s]
6
7
8
-8
x 10
Figura 2.11 Segnale 4PPAM.
Nella figura è mostrato un esempio di segnale 4PPAM dove è possibile notare che a
diversi frame corrispondono diverse posizioni dell’impulso in funzione del tempo di
ritardo casuale cjTc.
36
BER PPAM multi-user 2-Users  =0.15ns
0
10
fb=0.1Mbit/s
fb=1Mbit/s
-1
10
fb=10Mbit/s
fb=100Mbit/s
-2
10
-3
10
-4
10
-5
10
-6
10
-50
-40
-30
-20
SNR dB
-10
0
10
Figura 2.12 Andamento della BER di un segnale 4PPAM
per diversi valori di bit rate.
La figura mostra l’andamento della BER (Bit Error Rate), in funzione del rapporto
segnale rumore (SNR), quando la durata del simbolo PPAM è TPPAM=2 ns (due
volte la durata del monociclo Gaussiano), per diversi valori di bit rate, assumendo
per cj valori pseudo casuali, e numero di utenti K=2 ovvero con un solo interferente.
Come previsto, all’aumentare del bit rate, la BER aumenta proporzionalmente, a
causa della riduzione del tempo di frame T f . Infatti la riduzione del tempo di frame
fa sì che aumenti il numero delle collisioni tra i segnale utile e quello interferente.
2.3.2.1 Requisiti di sistema e proposta
La tecnica 4PPAM è stata ideata per applicazioni che richiedono un aumento del
rate trasmissivo in diversi scenari multiutente, nel caso in oggetto viene proposta per
applicazioni nel contesto WBAN (Wireless Body Area Network) ovvero rete di
sensori per il corpo umano.
Il protocollo di comunicazione è pertanto progettato secondo i seguenti requisiti
specifici:
La quantità di informazioni da trasmettere è molto limitata, dell’ordine di pochi bit
per secondo o meno. Questa è un’ipotesi ragionevole se consideriamo reti che
comprendono sensori di rilevamento della frequenza cardiaca, della frequenza
37
respiratoria, della
temperatura o di caduta, i cui modelli di trasmissione sono
discontinui, ovvero la cui trasmissione avviene una volta ogni periodo che
chiamiamo Trt (tempo di ripetizione della trasmissione);
Ipotizziamo che un numero limitato di sensori componga la rete e verrà considerato
un numero massimo di dieci sensori per la simulazione e la valutazione; il numero di
sensori compresi nella WBAN corrisponde al numero di utenti solitamente
considerati in uno scenario di comunicazione multi-utente;
Come vincolo di progetto, il protocollo di comunicazione adottato dai nodi WBAN
deve essere estremamente semplificato, al fine di ridurre il consumo energetico ed
aumentare quindi la durata della batteria del sensore;
L'architettura di trasmissione implementata nei nodi sensori sarà semplificata il più
possibile; la maggior parte della complessità del sistema di comunicazione sarà
posta al lato ricevitore, in cui la disponibilità di energia non è un problema.
2.3.2.2 Architettura del trasmettitore
Il trasmettitore si compone di un blocco che genera i dati sensoriali che devono
essere trasmessi, mentre un altro blocco genera una sequenza PN che verrà utilizzata
come chiave di riconoscimento del sensore (sensor ID). I bit dati e i chip della
sequenza PN vengono prelevati a coppie dal modulatore PPAM che genera delle
delta di Dirac eventualmente traslate nel tempo in accordo con lo schema timehopping. Il filtro a risposta finita gaussiana si occupa di generare la forma d’onda da
mandare in trasmissione in antenna.
Figura 2.13 Schema a blocchi del trasmettitore.
38
La figura 2.14 mostra il tempo di schedulazione adottato per la presente discussione.
Stxi
Stxi+1
0
Trt
0
Ttx
2Trt
0
Tf
0
cjTc
t
Ttx
Tf
0
cjTc
Figura 2.14 Timing in trasmissione della WBAN di sensori.
Ogni Trt secondi un sensore è autorizzato a trasmettere sul canale in un istante
arbitrario Stx.
Con un intervallo di tempo di durata Trt , un sensore può trasmettere un numero Ns
di simboli 4PPAM, che rappresenta il pacchetto dati, ognuno dei quali necessita di
un tempo di trasmissione di Tf secondi, cosicché Ttx = Ns·Tf.
Solitamente, in una rete di sensori WBAN, Ttx << Trt
ovvero il duty cycle,
rapporto tra tempo di trasmissione e tempo di ripetizione, è molto piccolo, ciò
contribuisce a ridurre la probabilità di collisione tra le trasmissioni provenienti da
sensori diversi.
Così il segnale trasmesso dal sensore diventa:
(3)
in accordo con la precedente espressione (2), dove l’ampiezza dell’impulso e la sua
posizione variano da un intervallo di trasmissione all’altro.
Ogni sensore che trasmette nella WBAN è in grado di dividere due diversi canali
binari su un simbolo 4PPAM. I due canali sono definiti come ”chip” e “info”, in
quanto sono dedicati alla trasmissione dell’identificativo di sensore (ID) e
dell’informazione generata dal sensore, rispettivamente.
In questo modo, per ogni simbolo 4PPAM, la posizione del simbolo (P1 o P2) è
legata al chip che identifica il nodo, mentre l’ampiezza del simbolo (+1 o -1)
39
corrisponde ai bit di informazione generati dal sensore.
Il segnale rettangolare PPAM è moltiplicato per un treno di doppie delta di Dirac
centrate rispetto al segnale rettangolare PPAM. In questo modo, è possibile
impostare sia la posizione (P1 o P2) che l'ampiezza (+1 o -1) di ciascuna funzione
delta di Dirac; ciascuna di esse viene poi traslata nel tempo di una quantità pseudo
casuale in accordo con quanto visto in precedenza.
2.3.2.3 Architettura del ricevitore
Figura 2.15 Schema a blocchi del ricevitore.
Il ricevitore proposto comprende un correlatore, o più correlatori, nel caso di una
configurazione con ricevitore a Rake, per sfruttare i vari contributi generati dai
percorsi multipli del canale.
Una volta agganciato, il segnale ricevuto è elaborato da un rilevatore a due rami,
sincronizzati sulle posizioni P1 e P2, ed eventualmente, in caso di configurazione
TH (Time Hopping), viene inserito un blocco di ritardo, al fine di applicare lo stesso
ritardo Δτ, pseudo casuale, utilizzato al lato trasmettitore, questo ovviamente
richiede un ulteriore complessità del ricevitore che non ci preoccupa dato che ci
interessa mantenere la minore complessità sul trasmettitore.
In questo modo, dalla combinazione dei valori campionati di P1 e P2, è possibile
stabilire l'ID del sensore e i valori dei bit di dati (le informazioni), secondo lo
schema di modulazione 4PPAM applicato al trasmettitore.
A questo stadio del ricevitore, il ramo “info” fornisce i bit di informazione generati
dal nodo sensore (cioè i dati del sensore) mentre il ramo “chip” permette di
raccogliere i bit dell’ID di sensore, in modo da riconoscere il sensore che ha
generato i dati trasmessi.
Sfruttando le proprietà di correlazione delle sequenze pseudonoise, utilizzate per
identificare ogni sensore, è possibile riconoscere lo specifico sensore al ricevitore,
40
impostando un valore di soglia sulla correlazione della sequenza ricevuta. In questo
caso sono state utilizzate le sequenze di Gold che hanno delle ottime proprietà di
Cross-Correlazione ovvero una bassa correlazione tra sequenze diverse che permette
un miglior riconoscimento dell’ID sensor.
La figura 2.16 mostra come può essere eseguita la corretta identificazione di un
sensore impostando una soglia (linea di colore verde) sulla correlazione della
sequenza ricevuta, anche nel caso che uno o più (fino a cinque) chips, della sequenza
ricevuta, siano corrotti.
Figura 2.16 Robustezza della sequenza di Gold rispetto a eventuali chip corrotti
all’interno della sequenza. Da 1/31 fino a 5/31 errori sopportati per ogni sequenza.
L’esempio considera l’adozione di sequenze di Gold
lunghe 31 chips come
sequenze di ID.
Il valore massimo di autocorrelazione di una sequenza di Gold di lunghezza 31 è 31,
mentre si può calcolare che il massimo valore di cross-correlazione, tra sequenze di
Gold di lunghezza 31, è 9.
Posizionando una soglia nel valore medio tra 31 e 9, cioè a 20, è possibile
riconoscere l’ID di sensore anche con 5 chips errati (31 – 20 = 11, diviso 2, 5 sono i
chips che possono essere sbagliati senza compromettere il risultato).
41
Figura 2.17 Schemi dei modelli Tx e Rx realizzati in Simulink.
Gli schemi rappresentano un modello, in Simulink, con due generatori, uno PN, per
il riconoscimento del sensore, e uno che simula una sequenza di dati.
E’ evidente che il lato ricevitore mostra maggiore complessità di quello
trasmettitore, anche se, comunque, anche al ricevitore la complessità è modesta:
essa può essere stimata pari al numero di correlatori necessari per recuperare
correttamente il segnale ricevuto.
2.3.2.4 Risultati numerici e discussione
Le simulazioni numeriche eseguite sulla rete di sensori (WBAN) proposta puntano a
valutare come cambia la probabilità di errore del sistema, in funzione della diversa
selezione dei valori dei parametri del cj (costante o variabile casuale), per un diverso
numero di sensori che condividono lo stesso canale di comunicazione .
Come precedentemente introdotto, il protocollo che proponiamo, applicato a WBAN
con un ridotto numero di nodi, mostra livelli molto bassi di probabilità di collisione
a causa del duty cycle di trasmissione molto basso. Questo impone, quindi, tempi di
simulazione molto lunghi, a causa della necessità di valutare le prestazioni su un
gran numero di simboli, al fine di avere risultati significativi.
Per semplificare le simulazioni e per ricavare valori molto bassi di BER,
42
consideriamo la BER globale come la sovrapposizione degli effetti di rumore e
collisioni, attraverso l'espressione:
BER ~ BERN + BERMAI * PI
(4)
dove BERN è il rapporto di errore dovuto al rumore, mentre BERMAI è il rapporto di
errore indotto dalla collisione di due simboli PPAM, e PI è la probabilità di
collisione.
Nella nostra analisi, definiamo una collisione quando il simbolo interferente cade in
un intervallo di tempo che è lungo 3TPPAM e centrato sul simbolo utile.
I valori di BERMAI, derivati dalla simulazione senza rumore, sono riportati in
tabella 1, per differenti numeri di sensori interferenti.
K=2
BERMAI
0.0051569
K=3
0.0390342
K=6
0.1431072
K=10
0.2298539
Tabella 1. BERMAI per K=2, 3, 6 e 10 (numero di sensori).
La probabilità di una collisione tra le trasmissioni originate dai sensori della WBAN
può essere differentemente descritta, a seconda della selezione costante o casuale dei
coefficienti cj, fornendo così PIc e PITH, rispettivamente, come:
PI c  K  1  3
TPPAM
 NS
Trt
PI TH  K  1  3
TPPAM
Trt
(5)
Essendo Ns il numero di simbolo adottato, e K il numero di sensori nel sistema.
Nelle espressioni, TPPAM è due volte la durata di un singolo monociclo Gaussiano,
cioè 2ns.
Come previsto, aumentando il numero di utenti nel sistema, aumenta anche la
probabilità di collisione, come mostrato nella Figura 2.18.
Dalla stessa figura è possibile vedere come la randomizzazione delle differenti
trasmissioni dai sensori può migliorare le prestazioni del sistema, riducendo
l’impatto dell’interferenza da accesso multiplo.
43
Figura 2.18 Confronto di PITH e PIc nel caso di 2, 3, 6 e 10 sensori, e NS=100.
Le Figure 2.19 e 2.20 presentano le prestazioni della BER del sistema, quando il
numero di simboli trasmessi ammonta a Ns = 64 e la finestra di trasmissione è
Trt = 1s. La selezione dei valori cj è variabile casualmente nella Figura 2.19 e
costante nella 2.20. È chiaro che la selezione casuale dei valori assegnati a cj
consente una riduzione dell’error floor, a causa delle interferenze da accesso
multiplo, come randomizzando la selezione dei coefficienti, è possibile diminuire la
probabilità di collisione tra le trasmissioni dei diversi sensori. A parità di numero di
sensori attivi nel sistema, la BER può essere sensibilmente ridotta.
44
Figura 2.19 BER performance per Tppam=2ns, Trt=1s Ns=64 e cj
selezionati casualmente.
Figura 2.20 BER performance per Tppam=2ns, Trt=1s Ns=64 e cj costante.
45
La tabella 2 fornisce dettagli sull’errore dovuto all’interferenza da accesso multiplo,
quando NS = 64 e Trt = 1s.
K=2
K=3
K=6
K = 10
cj=var
3.09*10-11
4.68*10-10
4.29*10-9
1.24*10-8
cj=const
1.98*10-9
3*10-8
2.75*10-7
7.94*10-7
Tabella 2. BER floor per NS = 64 e Trt = 1s, nel caso di cj casuale e costante.
I risultati della nostra analisi evidenziano che, anche se viene considerata una
trasmissione periodica di simboli (cj periodico), i corrispondenti valori di BER
rimangono estremamente bassi ed accettabili per le specifiche applicazioni proposte.
Ciò conferma che il protocollo proposto può essere proficuamente applicato in
WBANs destinate a monitorare alcuni parametri fisiologici, mantenendo la
necessaria semplicità di architettura del trasmettitore ma mostrando, allo stesso
tempo, buone prestazioni di BER.
46
Capitolo 4. Alimentazione elettrica dei sensori
Capitolo 3
Tecnologia dei sensori: impiantabili o indossabili
3.1 Introduzione sui sensori: panoramica
Il problema di poter acquisire parametri fisiologici, biochimici e comportamentali
del paziente, in modo continuo e in qualsiasi ambiente, clinico o domestico, per
diagnosi, monitoraggio o gestione di disagi cronici può trovare una soluzione nelle
reti di sensori wireless.
Le WSN sono usate in applicazioni medicali, oltre che nei più variegati contesti
applicativi, per raccogliere dati che potrebbero essere difficili o costosi da catturare
con sensori wired.
In ambito biomedicale una rete di sensori wireless
potrebbe essere ottenuta
attaccando semplicemente i sensori al corpo oppure, meglio ancora, impiantando
questi ultimi direttamente nei tessuti.
La possibilità di realizzare dispositivi con dimensioni molto ridotte e gestibili
elettronicamente in remoto ha dato impulso alla nascita di soluzioni impiantabili
all’interno del corpo umano, per monitorare e controllare i parametri clinici di
interesse: micro pompe per insulina, pacemaker, microstimolatori neurali, sensori di
parametri vitali, protesi acustiche e ottiche e sempre nuove applicazioni si
aggiungono quotidianamente alla lista.
Il panorama dei sensori biomedicali è molto vario e si può suddividere in tre gruppi:
quelli che vengono tele alimentati, con sistemi simili all’RFID, quelli che usano
batterie interne e quelli senza contatto, capaci di misurare i parametri semplicemente
stando a qualche metro dal soggetto.
Per le applicazioni che necessitano di un’alimentazione elettrica, che sia il più
possibile esente da interventi di sostituzione, si è attualmente alla ricerca di una
soluzione che permetta o di generare l’elettricità attraverso micro celle o di
recuperarla dall’ambiente (energy harvesting) nelle varie forme in cui l’energia si
rende disponibile: meccanica, termica, elettromagnetica o di pressione.
Nei paragrafi seguenti verranno brevemente descritti alcuni esempi di sensori,
particolarmente interessanti, tra quelli incontrati durante gli studi.
47
3.1.1 ISSYS: sensori impiantabili per CHF (Congestive Cardiac
Failure)
Questa proposta introduce una nuova tecnologia in grado di fornire una misurazione
della pressione cardiaca sicura, permanente, veloce, dettagliata, in tempo reale,
continua e sostiene la tendenza verso il monitoraggio domiciliare della salute, con il
potenziale di rivoluzionare il modo in cui vengono trattati i pazienti con CHF
(Congestive Heart Failure) [22].
Il sistema di monitoraggio della pressione si compone di due parti principali: un
sensore telemetrico impiantabile, senza batterie, e un lettore manuale abbinato. Il
micro dispositivo impiantabile contiene un trasduttore di pressione MEMS
(MicroElectroMechanical System) con elettronica custom e un antenna per
telemetria.
Figura 3.1 Generazioni di sensori ISSYS per la misura della pressione a confronto.
3.1.2 AD Istruments: sistema per la misura a distanza
La tecnologia di ricerca della Telemetry Research e i sistemi di acquisizione dati
Powerlab della AD Intruments, si combinano per creare un sistema per il
monitoraggio wireless di segnali fisiologici nei piccoli animali. Questi prodotti
forniscono metodi perfezionati per la registrazione di segnali di pressione (arteriosa,
venosa,etc.), segnali di biopotenziale (come ECG, EMG, EOG e EEG), SNA
(neuro attività a bassa ampiezza) e la temperatura [23].
Eliminando la necessità di collegarsi i sistemi facilitano registrazioni a lungo
termine da piccoli animali. Segnali ad alta fedeltà da un piccolo sensore e
trasmissione digitale wireless, assicurano dati di buona qualità. Il power-down
prolunga la durata delle batterie e la tecnologia di ricarica permette ai telemetri di
essere ricaricati in loco e continuamente, offrendo la possibilità di registrare.
48
Frequenze indipendenti consentono di eliminare la diafonia, permettendo ai segnali
di essere registrati da più animali contemporaneamente senza necessità di speciali
rivestimenti.
Figura 3.2 Telemetro a Biopotenziale adatto per la misurazione di ECG, EEG, EOG,
EMG e temperatura negli animali da 200 g in su.
3.1.3 SENSIMED
Questa azienda ha sviluppato una soluzione telemetrica completa e generale, che è
possibile adattare per interfacciarla con diversi tipi di sensori per svariate
applicazioni. L'obiettivo è quello di consentire la misurazione in situ, senza alcun
collegamento fisico, né batteria nel luogo in cui viene effettuato il rilevamento. Un
sistema esterno invierà delle radiofrequenze (Energy) al punto in cui si effettua il
rilevamento e riceverà a sua volta le informazioni relative alla misurazione (Data), in
modo simile alla tecnologia RFID. La differenza è che lo scopo non è identificare un
oggetto, bensì di misurare in tempo reale [24].
Nel punto in cui si effettua il rilevamento vengono applicati il sensore (Sensor) con
una microantenna e un microprocessore (ASIC) con un sistema telemetrico
analogico-digitale che capta le radiofrequenze tramite l’antenna situata sul punto di
rilevamento, alimenta il sensore, effettua la misurazione, la converte in valore
digitale e restituisce queste informazioni al sistema esterno.
Il sistema esterno comunica con il punto in cui si effettua il rilevamento via un
modulo a radiofrequenza (RF Head) collegato all’antenna esterna. Il modulo a
radiofrequenza è collegato con un cavo a un registratore (Recorder) a batterie
portatile. Nel registratore è presente un firmware specifico per far funzionare il
modulo a radiofrequenza, registrare le informazioni di misurazione e gestire il
collegamento da e per il software del computer del cliente.
49
Figura 3.3 SENSIMED Triggerfish®-Monitoraggio continuo
della pressione intraoculare
3.1.4 Hyper-IMS (Intravascular Monitoring
pazienti affetti da ipertensione
System)
per
Il sensore Hyper-IMS [25], che ha un diametro di circa un millimetro, compreso il
contenitore, viene posizionato da un medico direttamente nell’arteria femorale e
misura la pressione sanguigna del paziente 30 volte al secondo. È connesso
attraverso un micro cavo flessibile ad un trasponder, che è ugualmente impiantato
sotto la pelle, nell'inguine.
Questa unità digitalizza e codifica i dati provenienti dal micro-sensore e li trasmette
ad unità di lettura esterna che il paziente può portare addosso come un cellulare,
attaccata alla cintura.
Da qui i dati rilevati possono essere inoltrati alla stazione di monitoraggio e
analizzati dal dottore.
Figura 3.4 Dispositivo di monitoraggio intravascolare
della pressione sanguigna arteriosa.
50
Figura 3.5 Sensore impiantabile di pressione che utilizza
la tecnologia RFID.
3.1.5 Sensore glicemico impiantato
E’ stato sviluppato un sensore impiantabile, per eventuali applicazioni in diabetici,
in grado di effettuare la determinazione delle concentrazioni di glucosio tessutale
tramite telemetria wireless[26].
Il sistema di telemetria wireless ha funzionato continuativamente impiantato nel
sottocute di due maiali rispettivamente per 222 e 520 giorni con ciascun animale.
Il sensore rileva il glucosio tramite un elettrodo di tipo enzimatico basato sulla
determinazione del differenziale elettrochimico dell’ossigeno che riduce la
sensibilità del sensore all’incapsulamento da parte dell’organismo, sulle variazioni
della perfusione microvascolare locale, sulla disponibilità limitata di ossigeno
tessutale e sull’ inattivazione degli enzimi.
Figura 3.6 Il sensore con il sistema integrato di telemetria prima di essere impiantato.
Il sensore misura 3.4 cm di diametro e 1.5 cm di spessore. La superficie superiore
dell’impianto comprende due adesivi felpati in poliestere per attaccarlo ai tessuti. La
sezione trasversale mostra i moduli elettronici (A), il portale di trasmissione dati (B), la
batteria (C) e il modulo sensore.
51
3.1.6 MICROWORMS
Ricercatori del MIT hanno trovato un nuovo sistema per monitorare indicatori
biomedici, come i livelli del sodio o del glucosio nel sangue, che potrebbero portare
a dispositivi impiantabili che consentirebbero alle persone con diabete di controllare
la glicemia semplicemente guardando una zona di pelle [27].
Mentre le particelle tradizionali sono sferiche e sufficientemente piccole per essere
spazzate via dal sito iniziale nel tempo, le nuove particelle hanno la forma di lunghi
tubi.
I tubi di ridotta larghezza, paragonabile a quella delle micro particelle
precedentemente studiate, mantengono il contenuto dei tubi
nelle immediate
vicinanze di sangue o tessuti del corpo, rendendo facile per le particelle percepire e
rispondere alle condizioni chimiche o di altro tipo nei loro dintorni. La lunghezza
relativamente maggiore dei tubi li mantiene ancorati molto bene , per un
monitoraggio a lungo termine, anche per mesi e mesi.
3.1.7 GLUCOCHIP
PositiveID Corporation ha raggiunto un importante traguardo della chimica nello
sviluppo della sua GlucoChip ™ [28], il glucosio-sensing microchip RFID. La
Società ha dimostrato con successo che è in grado di costruire blocchi capaci di
legarsi con il glucosio, che può essere incorporato nel sensore. Questi blocchi legano
con il glucosio per produrre una diretta correlazione riproducibile dei livelli di
glucosio.
52
Una volta completata l’ottimizzazione del sistema si inizierà a incorporare la parte
relativa al rilevamento del glucosio con l'elettronica del microchip RFID e a
completare lo sviluppo del sensore di glucosio.
Figura 3.7 Integrated Sensor Device Design. Lo schema del sensore comprende
l’interfaccia bioselettiva e il sistema di rilevamento del glucosio a ciclo chiuso
comprensivo dei vari componenti necessari per misurare e trasmettere i tassi di glucosio
rilevati: iDIOL, DBA e i componenti RFID abilitati alla comunicazione dei dati,
integrati in un pacchetto impiantabile di dimensioni millimetriche.
3.1.8 Cyber Medical Ltd: Implantable Glucose Cyber Sensor
I Cybersensors per la misura continua del glucosio nel sangue sono un approccio
completamente nuovo per il monitoraggio del glucosio, e rappresentano
un
miglioramento significativo rispetto ai metodi esistenti. Tipicamente il dispositivo
sensore viene inserito appena sotto la superficie della pelle, utilizzando una
semplice, breve procedura chirurgica, che si avvale di un anestetico locale.
L'impianto sensore è malleabile, delle dimensioni di una compressa di aspirina ed è
progettato con lo scopo di misurare, una volta impiantato, continuamente la
glicemia, senza l'intervento dell'utente. Il sensore è passivo, senza batterie, in grado
di comunicare in modalità wireless con un lettore manuale in miniatura.
Il lettore è progettato per essere in grado di monitorare il tasso di variazione dei
livelli di glucosio e avvertire l'utente di imminenti ipo o iperglicemie.
Inoltre il paziente si può organizzare per allarmare automaticamente il lettore mentre
sta dormendo [29].
53
Figura 3.8 Sensore impiantabile di glucosio.
3.2 Sensori UWB per la rilevazione della frequenza
respiratoria
3.2.1 Rilevazione dei parametri vitali attraverso radar UWB
Con il nome di Ultra Wide Band (UWB) vengono indicate tutte le modalità di
trasmissione, di tipo prettamente impulsivo, che impiegano impulsi radio di
brevissima durata.
L'UWB è una tecnologia che, grazie alle sue peculiarità, permette di ottenere grandi
vantaggi in diverse aree di applicazione a radiofrequenza.
Fra i numerosi ambiti nei quali la ricerca scientifica sta attualmente valutando
l'applicabilità dell'UWB, un posto di rilievo l'ha ormai assunto il monitoraggio delle
funzioni vitali del corpo umano, in particolare la frequenza respiratoria.
L'Ultra Wide Band è una tecnica di trasmissione sviluppata per trasmettere e
ricevere segnali mediante l'utilizzo di impulsi di energia a radiofrequenza di durata
temporale estremamente ridotta (da poche decine di picosecondi a qualche
nanosecondo) e quindi con occupazione spettrale molto ampia.
Quanto più è breve la durata dell'impulso, tanto più è ampio l'intervallo spettrale
54
occupato. Il punto focale della tecnica UWB è proprio l'utilizzo di densità di potenze
non troppo elevate, in modo tale che il suo spettro si confonda con quello del rumore
di fondo.
Figura 3.9 Spettro di un segnale UWB confrontato con altri sistemi.
Questo genera l'interessante possibilità di far coesistere segnali di questo tipo con
altri segnali preesistenti.
Si può affermare, quindi, che questi sistemi wireless sono caratterizzati da bassa
complessità, bassi costi computazionali e un'elevata frequenza di trasmissione dati
(oltre i 100 Mbit/sec su distanze fino ai 50 metri).
3.2.2 Introduzione ai sensori UWB
La stima della frequenza respiratoria di un essere umano è un'attività di ricerca di
notevole interesse in diversi settori in cui il monitoraggio delle attività vitali umane
può incidere sulla sicurezza e l'incolumità degli individui stessi.
Alcuni esempi possono essere: il monitoraggio del respiro di pazienti o malati, il
controllo delle attività vitali di individui che operano in ambienti ostili o pericolosi
quali, ad esempio, vigili del fuoco o astronauti, infine, il recupero o soccorso di
persone intrappolate sotto macerie o valanghe.
Le origini della tecnologia Ultra Wide Band risalgono agli anni '40, quando venne
utilizzata per le prime applicazioni radar in ambito militare.
Nel 1990 vennero proposte le prime applicazioni per le comunicazioni wireless, ma
il punto cruciale si ebbe il 14 Febbraio 2002, quando la FCC (Federal
Communications Commission) rilasciò l'autorizzazione per alcuni utilizzi UWB
"licence free" definendo una serie di maschere spettrali che impongono i livelli di
emissione e le frequenze di lavoro per gli usi nel campo dei radar e delle
comunicazioni.
55
Figura 3.10 Limiti in applicazioni indoor ed outdoor
per il livello di emissione di un radar UWB.
Ci sono molti vantaggi legati all'uso della tecnologia UWB per applicazioni
biomediche, in quanto i loro consumi di potenza, relativamente bassi, coesistono
bene con gli altri sistemi (licence free), inoltre, la tecnologia UWB è molto resistente
alle interferenze ("interne" ed "esterne") e alla cancellazione del segnale prodotta
dalle riflessioni multiple (Multipath e Fading).
L'analisi degli ambiti di applicazione per i sistemi UWB dimostra che i radar di
questo tipo possono essere utilizzati praticamente in tutti i casi nei quali bisogna
osservare, con elevata precisione, il movimento di oggetti su brevi distanze.
I radar UWB possono essere utilizzati per il monitoraggio delle funzioni vitali di
pazienti, in particolare della frequenza cardiaca e di respirazione. Il controllo delle
funzioni vitali può essere applicato anche agli astronauti durante una missione
spaziale, o anche per monitorare le prestazioni degli atleti.
L’Agenzia Spaziale Italiana (ASI), in particolare, ha promosso lo studio “Non
Invasive Monitoring by Ultra wide band Radar of Respiratory Activity”
(NIMURRA), di persone all’interno di un ambiente spaziale. L’obiettivo principale
del progetto NIMURRA è quello di misurare alcuni parametri respiratori durante il
sonno di un astronauta, prima, durante e dopo un volo spaziale.
In questo contesto si è fornito un contributo ad una ricerca sviluppata all’interno del
Dipartimento di Ingegneria dell’Informazione dell’Università Politecnica delle
Marche.
56
3.2.3 I radar UWB nel settore medico
I sistemi UWB basano le proprie capacità di monitoraggio su principi fisici che
differiscono da quelli utilizzati dalle altre tecnologie aventi gli stessi scopi. La
possibilità di monitorare i movimenti degli organi interni senza la necessità di un
contatto diretto tra persona e strumento, aggiunta al non dover utilizzare un campo
indotto nella misura, rendono l'utilizzo dei radar UWB particolarmente vantaggioso.
In questo modo il trattamento per il paziente risulta essere meno invasivo e quindi
maggiormente sopportabile. La possibilità di un monitoraggio “in remoto" rende più
libero nei movimenti il paziente. L'utilizzo inoltre di un campo radiato, e non
indotto, evita che il paziente debba essere confinato in un ambiente limitato. Le
risonanze magnetiche, ad esempio, eseguite per fornire immagini dei movimenti
degli organi interni impiegano un campo indotto e quindi costringono il paziente a
dover essere confinato.
I vantaggi derivanti da un tale tipo di monitoraggio sono rilevanti anche dal punto di
vista del personale medico. La maggior mobilità del paziente e l'assenza intorno ad
esso di cavi e fili che lo collegano a diverse strumentazioni rendono notevolmente
più semplice il lavoro del personale stesso. Anche l’eventuale trasferimento del
paziente risulta essere di più semplice attuazione.
Collocati al soffitto di camere di ospedali, i sistemi UWB consentono di monitorare
continuamente le frequenza respiratoria e cardiaca, anche di più pazienti
contemporaneamente.
Figura 3.11 Radar UWB in un reparto di terapia intensiva.
57
La seconda applicazione medica, ovvero i sistemi di diagnostica per immagini
UWB, sembra essere un'applicazione molto promettente.
Come descritto in [30] i vari tessuti umani hanno caratteristiche d'assorbimento e di
riflessione specifiche e su questa caratteristica si possono sviluppare sistemi di
diagnostica per immagine molto efficaci. Molteplici sono le aree della medicina che
utilizzano radar Ultra Wide Band per la diagnostica per immagini.
In cardiologia troviamo la prima vera applicazione radar UWB, grazie soprattutto al
notevole impatto ed interesse che le ricerche sul cuore e l’intero apparato
circolatorio hanno sempre avuto sull’opinione pubblica.
Fu lo scienziato Thomas McEwan che nei laboratori dell’ LLNL (Lawrence
Livermore National Laboratory) brevettò il primo “radar stetoscopico” [31] e
successivamente inventò anche un “radar camera 3D” che permetteva di monitorare
i movimenti del cuore. Tale sistema radar era in grado di rilevare i movimenti del
cuore in maniera non invasiva.
I sistemi radar UWB vengono utilizzati per monitorare gli schemi respiratori, le
apnee nei neonati, lo studio del sonno, la misurazione dinamica e la diagnostica per
immagini del torace.
In Otorinolaringoiatria si utilizzano dispositivi radar UWB per la diagnostica di
organi come naso, gola e orecchio. In particolare è stato sviluppato un dispositivo,
simile ad un laringofono, che permette di monitorare il movimento delle corde
vocali e di identificare eventuali disturbi quali infiammazioni, allergie e tumori.
In Oncologia è molto interessante la possibilità di individuare precocemente tumori,
in particolare ci sono studi promettenti nella diagnostica del tumore al seno[32].
I tumori benigni tendono ad avere superfici lisce e sono compatti e di forma ovale.
Al contrario, i tumori maligni tendono ad avere superfici ruvide e complesse con
spigoli o micro lobi. Queste proprietà possono influenzare in modo significativo la
classificazione del bersaglio radar, e permettere la discriminazione dei tumori al
seno.
3.2.4 Sistemi Ultra Wide Band per monitorare la respirazione
Poiché la tecnologia introdotta associa la frequenza di respirazione al movimento di
espansione e contrazione del torace, si capisce immediatamente che può dare un
enorme contributo per il conseguimento dell’obiettivo di misurare parametri
respiratori senza contatto.
Un radar UWB può soddisfare tutti i requisiti di una tipica applicazione biomedica.
Nell'ambito del controllo delle funzioni vitali, il sistema UWB può essere usato per
58
il monitoraggio a lungo termine dei pazienti e l'assistenza sanitaria delle persone che
soffrono di malattie croniche. L’implementazione di un sistema di rilevamento dei
movimenti del corpo umano, che non richieda alcun contatto con l'utente,
rappresenta una soluzione ideale.
L'uso dei segnali IR-UWB (Impulse Radio - UWB) è stato suggerito per diverse
applicazioni mediche in virtù dell'elevata risoluzione spaziale assicurata da questi
segnali. Il coefficiente di riflessione dell'interfaccia "aria-pelle asciutta" per le onde
elettromagnetiche comprese tra i 300 e i 900 MHz è di circa il 72%, che rappresenta
la frazione di energia dell'onda elettromagnetica incidente sulla pelle asciutta che
viene riflessa.
Come mostrato in [33], in riferimento al solo segnale riflesso, l'espansione della
cavità toracica crea un cambiamento considerevole nel “multipath profile” e questa
considerazione viene sfruttata per stimare, appunto, la frequenza di respirazione.
Un ulteriore vantaggio dato dai radar UWB è che la stima della frequenza di
respirazione può essere effettuata anche in assenza di un percorso diretto tra il
trasmettitore, il soggetto da monitorare e il ricevitore.
3.2.5 Cenni sul modello matematico utilizzato, impiego di segnali
sinusoidali
In questa sezione, si illustrerà, per sommi capi, il modello matematico, sviluppato in
[33], per la stima della frequenza respiratoria.
Quando l'impulso trasmesso colpisce il soggetto umano, parte di questo viene
riflesso a causa dell'elevata riflettività del corpo. Il tempo di propagazione, o di
arrivo, ToA (Time of Arrival), dell'impulso viene indicato con 0 e dipende dalla
distanza a cui è posizionata l'antenna, d0. A causa del movimento respiratorio, la
cavità toracica si espande e si contrae periodicamente, così la distanza percorsa, d(t),
varia anch'essa periodicamente attorno alla distanza nominale d0:
d( t) d0 m(t)
(3.1)
La variazione del volume polmonare, e di conseguenza lo spostamento del torace, si
può descrivere, in prima approssimazione, in termini di una funzione sinusoidale.
Il contributo riflesso percorrerà dunque una distanza che varia con legge sinusoidale
intorno alla distanza nominale d0 e quindi l'equazione (3.1) può essere riscritta
come:
(3.2)
59
Dove mb rappresenta la massima variazione di posizione durante la completa
contrazione/espansione del torace, e fb è la frequenza di respirazione.
Sotto l'ipotesi che l'ambiente che circonda il soggetto sia statico, è possibile
rappresentare il segnale ricevuto come la somma delle risposte del canale.
Il movimento del torace durante la normale respirazione non è, in realtà, puramente
sinusoidale. Anche in assenza di patologie respiratorie o condizioni fisiche
particolarmente stressanti il movimento è meglio rappresentato da una forma d’onda
sinusoidale distorta, che presenta componenti spettrali diverse da zero anche a
frequenze multiple della frequenza fondamentale.
Se ipotizziamo i movimenti del torace sempre periodici con periodo Tb, a valor
medio nullo ma non sinusoidali, la frequenza di respirazione fb = 1/Tb è la frequenza
fondamentale del segnale periodico.
Lo sviluppo in serie di Fourier permette di scrivere il segnale periodico respiratorio
come una sovrapposizione di seni con frequenze multiple della frequenza
fondamentale fb e moltiplicati per opportuni coefficienti:
(3.3)
3.2.6 Tracciati respiratori reali
Al fine di utilizzare delle curve più realistiche, anziché delle semplici sinusoidi,
nella sperimentazione sull’uso di radar UWB per scopi biomedicali, abbiamo cercato
dei tracciati delle forme d’onda del respiro che provenissero dai reali movimenti
della cassa toracica di un uomo, per fare ciò ci siamo rivolti a dei medici .
Il metodo che appare più accurato per ottenere tracciati respiratori è attraverso la
pletismografia optoelettronica: si basa sull’analisi delle traiettorie descritte,
durante la respirazione, da una serie di marker posizionati sulla superficie toracoaddominale del paziente (Fig. 3.12). Le posizioni nello spazio di questi marker
vengono registrate ed elaborate mediante l’impiego di modelli matematici e
algoritmi da una unità di calcolo che è in grado di misurare con precisione le
variazioni di volume.
Per le nostre necessità l’output di questo sistema (Bts Oep System) [34], non è
risultato molto utile in quanto fornisce solo singole onde dei volumi di aria inspirata
(Fig. 3.13), per avere la frequenza ed i tracciati completi bisogna rivolgersi ad altre
fonti (Aliverti-Politecnico di Milano, Fig. 3.14) con diagrammi, però, meno accurati
[35].
60
Figura 3.12 Parete toraco-addominale con i vari compartimenti evidenziati
e i marker posizionati sulla superficie.
Figura 3.13 Report fornito dal sistema Oep.
61
Figura 3.14 Report pletismografia optoelettronica, Aliverti.
I tracciati che abbiamo trovato più interessanti, per le nostre finalità, sono quelli
usati per il gating respiratorio durante le radioterapie oncologiche [36], [37], o le
risonanze magnetiche.
Cambiano le modalità con cui vengono ricavati i tracciati ma i risultati sono molto
simili.
Figura 3.15 Timing chart of the gated CT: (a) forma d’onda
della respirazione del paziente.
Nel caso della radioterapia viene utilizzato un acceleratore lineare: è una macchina
in grado di produrre fasci di elettroni e di fotoni che, opportunamente collimati,
vengono fatti incidere sul volume bersaglio. Le energie della radiazione prodotta
variano da 2 a 15MeV.
62
Normalmente, per apparecchiature standard, si usano energie attorno a 6-9 MeV, in
quanto energie superiori causano anche la produzione di neutroni. Nel caso invece
della tomoterapia si usa, per ora, un'energia di 6MeV.
Il respiratory gating (organ motion control) è una tecnica in cui, nelle radioterapie
oncologiche, il movimento respiratorio non viene compensato direttamente, ma
viene invece erogata la dose di radioterapia solo durante una specifica porzione del
ciclo respiratorio. Ciò significa che, anziché muovere il fascio radiante durante
l’attivazione, viene monitorato il ciclo respiratorio del paziente, tramite
l’acquisizione di un segnale esterno (ad es. con metodi spirometrici od ottici) o
marker impiantati internamente, ed il fascio viene spento ogni qualvolta il target
esca da una finestra prestabilita, detta appunto gate.
Figura 3.16 Comparazione del movimento del marker esterno (verde) con quello della
lesione tumorale (blu). La soglia di gating viene settata sulla base del movimento del
blocco esterno dei marker. Sono indicati in rosso gli istanti temporali in cui il fascio
radiante viene acceso.
Il gating respiratorio di cui abbiamo utilizzato il grafico, permette di rilevare il ciclo
respiratorio del paziente attraverso la registrazione di un segnale di tipo ottico. Due
marker riflettenti, posizionati sul torace del paziente, sono illuminati con una luce
infrarossa. La luce da essi riflessa si muove con gli atti del respiro ed è rilevata da
una telecamera, a raggi infrarossi, il cui segnale viene elaborato in tempo reale ed
utilizzato per il trigger (Fig. 3.17) .
63
Figura 3.17 Gating respiratorio con strumentazione Varian. In alto a sinistra è
rappresentato il dispositivo con i marker riflettenti posizionato sul torace del paziente.
In alto a destra è raffigurata la telecamera a raggi infrarossi. In basso è rappresentata la
traccia del gating respiratorio, con alcuni cicli respiratori registrati.
Nel caso del gating respiratorio usato durante le risonanze magnetiche i movimenti
del torace, durante la respirazione, vengono rilevati meccanicamente, attraverso una
cintura elastica, ed elaborati in tempo reale.
Il gating respiratorio, in questo caso, è una tecnica di imaging (con questo termine si
intende un generico processo attraverso il quale è possibile osservare un’area di un
organismo, non visibile dall’esterno) progettata per rimuovere gli artefatti da
movimento.
Un artefatto, in un'immagine, è una qualsiasi caratteristica che appare nell'immagine
e che non è presente nell'oggetto esaminato ed è causato dal movimento dell'oggetto
esaminato o di una sua parte durante la sequenza di imaging. Il movimento di tutto
l'oggetto durante la sequenza di imaging generalmente comporta l'offuscamento
dell'intera immagine da parte di "immagini fantasma".
Il movimento di una piccola porzione dell'oggetto esaminato comporta invece
l'offuscamento, nell'immagine, di quella porzione dell'oggetto.
La soluzione per un artefatto da movimento è quella di immobilizzare il paziente o
l'oggetto esaminato. Quando l'origine del movimento è dovuta al battito del cuore o
al respiro del paziente, la soluzione consiste nel sincronizzare la sequenza di
imaging al ciclo cardiaco o respiratorio del paziente (Fig. 3.18).
64
Figura 3.18 Tracciato respiratorio usato durante la Risonanza Magnetica.
3.2.7 Digitalizzazione dei tracciati respiratori
Una volta che abbiamo reperito le immagini dei tracciati respiratori usati in
medicina li abbiamo digitalizzati, interpolati e resi periodici.
Per digitalizzare i tracciati abbiamo usato Engauge Digitizer 4.1, un software che
permette di convertire in numeri immagini di grafici e mappe.
Dopo avere importato l’immagine analogica, dalla videata principale, per eseguire la
digitalizzazione della curva, bisogna :
1) definire gli assi di riferimento in coordinate cartesiane (o anche polari) e le
relative scale cliccando su "Axis Point":
 il cursore del mouse si trasforma in una croce con la quale è necessario definire
l'origine degli assi di riferimento;
 inserire un valore di riferimento dell'asse "X" che fornisca al software le
informazioni necessarie per la definizione della relativa scala di misura, non è
necessario puntare all'estremità del'asse;
 inserire un valore di riferimento per l'asse "Y".
65
2) Cliccando su "Curve Point", è possibile discretizzare la curva del grafico in una
serie di punti nel piano X,Y che potranno quindi essere convertiti in numeri.
3) Completata la selezione dei punti della curva, è possibile esportarli in un file
"CSV" cliccando su “Export File” ed elaborarli, successivamente, con un foglio
di calcolo.
Nel nostro caso abbiamo utilizzato Excel per realizzare tabelle e grafici.
Con Matlab, infine, abbiamo realizzato due programmi per interpolare e rendere
periodici i dati fin qui ottenuti.
Da Excel abbiamo importato la serie di dati digitalizzati nella variabile Matlab
“QuietBreathingMatrix”.
function [OutputTimeAxis, OutputSignal] =
GenerateBreathSignal(InputTimeAxis, InputSignal,
InputPeriodsNr, OutputFb, OutputTs, OutputAmplitude)
InputWindowSize = InputTimeAxis(end) - InputTimeAxis(1);
InputPeriod = InputWindowSize / InputPeriodsNr;
OutputPeriod = 1/OutputFb;
InputAmplitude = max(InputSignal);
TimeRatio = OutputPeriod / InputPeriod;
66
AmplitudeRatio = OutputAmplitude / InputAmplitude;
InterpTimeAxis = InputTimeAxis(1) : OutputTs/TimeRatio :
InputTimeAxis(end);
OutputSignal = interp1(InputTimeAxis, InputSignal,
InterpTimeAxis);
OutputSignal = OutputSignal * AmplitudeRatio;
OutputTimeAxis = InterpTimeAxis * TimeRatio;
Script 1
Lo
script
1
contiene
la
funzione
Matlab
che
abbiamo
denominato
GenerateBreathSignal.
I suoi parametri di ingresso sono:
 InputTimeAxis: Vettore contenente i campioni dell’asse dei tempi del segnale
d’ingresso
 InputSignal: Vettore contenente i valori di ampiezza respiratoria del segnale
d’ingresso
 InputPeriodsNr: Numero di periodi di respirazione osservati nel segnale
d’ingresso
 OutputFb: Frequenza respiratoria imposta per il segnale d’uscita
 OutputTs: Intervallo di campionamento dell’asse dei tempi del segnale d’uscita
 OutputAmplitude: Ampiezza di picco imposta al segnale d’uscita
Gli argomenti di uscita della funzione Matlab GenerateBreathSignal sono i seguenti:
 OutputTimeAxis: Vettore contenente i campioni dell’asse dei tempi del segnale
d’uscita
 OutputSignal: Vettore contenente i valori di ampiezza respiratoria del segnale
d’uscita
load('QuietBreathingSignal.mat');
InputTimeAxis = QuietBreathingMatrix(:,1)';
InputSignal = QuietBreathingMatrix(:,2)';
InputPeriodsNr = 4;
OutputFb = 0.23;
OutputTs = 0.2;
OutputAmplitude = 0.01;
IterationsNr = 2;
67
[OutputTimeAxis, OutputSignal] =
GenerateBreathSignal(InputTimeAxis, InputSignal,
InputPeriodsNr, OutputFb, OutputTs, OutputAmplitude);
IteratedOutputTimeAxis = OutputTimeAxis;
IteratedOutputSignal = OutputSignal;
for I = 1:IterationsNr-1
IteratedOutputTimeAxis = [IteratedOutputTimeAxis
IteratedOutputTimeAxis(end)+OutputTimeAxis];
IteratedOutputSignal = [IteratedOutputSignal
OutputSignal];
end
figure;
plot(IteratedOutputTimeAxis, IteratedOutputSignal, 'b*');
xlabel('Time [s]');
ylabel('Amplitude [m]');
grid on;
Script 2
Lo script 2 serve ad invocare la funzione Matlab GenerateBreathSignal, contenuta
nello script 1, passandole gli opportuni argomenti d’ingresso.
Nell’esempio riportato nello script 2, dopo aver caricato i dati digitalizzati dalla
variabile QuietBreathingMatrix, salvata nel file QuietBreathingSignal.mat, sono
impostati i seguenti parametri:
 InputPeriodsNr = 4: Il segnale d’ingresso contiene l’osservazione di 4 periodi
respiratori
 OutputFb = 0.23: La frequenza respiratoria voluta per il segnale d’uscita è pari a
0.23 Hz
 OutputTs = 0.2: L’intervallo di campionamento dell’asse dei tempi per il segnale
d’uscita è pari a 0.2 s
 OutputAmplitude = 0.01: L’ampiezza di picco del segnale d’uscita è pari a 0.01
m
 IterationsNr = 2: Il numero di ripetizioni dell’intero segnale d’ingresso nel
segnale d’uscita è pari a 2 (ovvero per un totale di 8 periodi di respirazione)
68
L’output dello script 2 è contenuto nelle variabili IteratedOutputTimeAxis,
IteratedOutputSignal, le quali rappresentano, rispettivamente, il vettore dell’asse dei
tempi e quello delle ampiezze del segnale sintetizzato in uscita.
Lo script 2 produce anche una rappresentazione grafica del segnale stesso, che è
riportata, per l’esempio in questione, nella figura seguente.
Figura 3.19 Andamento del segnale respiratorio ottenuto.
L’interpolazione ha permesso di individuare la funzione analitica passante per
l’insieme dei punti disponibili e quindi di calcolare il valore della funzione stessa in
qualunque punto interno all’intervallo studiato, la periodicizzazione ha consentito di
regolarizzarne l’andamento temporale.
Questi grafici sono stati utilizzati, nelle simulazioni, per ricostruire la frequenza
respiratoria di un soggetto osservato attraverso un radar UWB.
Nelle
simulazioni,
solitamente,
vengono
utilizzati
tracciati
sinusoidali,
semplificando così il reale movimento del torace; avendo ora a disposizione dati e
tracciati reali, i nuovi risultati sono stati confrontati con quelli ottenuti utilizzando
una sinusoide, invece dei tracciati reali, ed è stato calcolato il coefficiente di
correlazione di Pearson, per verificare la bontà dell’approssimazione.
Nel secondo grafico, al movimento reale del torace, è stato sottratto, il valore medio
al fine di allinearlo attorno allo zero.
69
Figura 3.20 Segnale respiratorio del soggetto.
Figura 3.21 Movimento reale del torace e movimento simulato con una sinusoide.
Nel grafico qui sopra sono rappresentati il movimento reale del torace, in blu, e il
movimento simulato da una sinusoide, in rosso, con una spostamento picco-picco di
12 mm.
70
Si può osservare dalla figura che il movimento che è stato usato finora nelle
simulazioni, pur essendo molto simile a quello reale, se ne discosta in maniera
piuttosto evidente.
Per valutare l’affinità tra le due curve si è calcolato il coefficiente di Pearson,
ottenendo il valore:
Pearson coefficient = 0.7263
Il coefficiente di Pearson è calcolato utilizzando il prodotto della media della
differenza tra la forma d'onda con il valore medio dell'altra forma d'onda, dividendo
questo con il prodotto della deviazione standard delle due forme d'onda o, più
semplicemente come la covarianza, delle due funzioni, diviso per il prodotto delle
deviazioni standard.
Date due variabili statistiche X e Y l’indice di Pearson è:
Si parla di correlazione diretta quando
0 < xy  1 e si distingue inoltre:
0 < xy  0,3 : correlazione debole;
0,3 < xy  0,7 : correlazione moderata;
xy
> 0,7 : correlazione forte.
L'indice di correlazione vale 0 se le due variabili sono indipendenti.
Le nuove curve sono state utilizzate nelle simulazioni, la figura mostra i dati di setup
del programma per la nuova forma d’onda.
71
Figura 3.22 Dati di setup nella nuova simulazione.
Nella figura sopra sono stati fissati i parametri: il periodo di campionamento in fasttime pari a 1ps, la durata dell’impulso è di 450ps e la frequenza del respiro simulata
di 0,475 Hz.
In questa acquisizione della finestra di elaborazione del programma, nella figura
seguente, si possono osservare i valori stimati attraverso il metodo di correlazione.
E’ possibile vedere dal grafico, che il movimento del torace, ricostruito dal radar
UWB, rappresentato in rosso, segue piuttosto bene il movimento reale del torace, in
nero.
72
Figura 3.23 Risultati della simulazione.
Anche in questo caso è stato calcolato il coefficiente di correlazione e di Pearson,
ottenendo :
Pearson coefficient: 0.994946
Qui di seguito riportiamo il grafico che mostra la forma d'onda ricostruita del
movimento del torace, rispetto alla forma d'onda reale.
73
Figura 3.24 Confronto tra la forma d’onda ricostruita e quella reale.
Si può vedere che il metodo utilizzato per la stima della frequenza di respirazione,
per mezzo della correlazione, funziona bene e dà una stima molto accurata del
segnale in ingresso.
74
Capitolo 4
Alimentazione elettrica dei sensori
Nei capitoli precedenti si è lavorato sulle tecniche di trasmissione al fine di ridurre al
minimo il consumo energetico di sensori impiantati all’interno del corpo umano,
evitando così di dover intervenire, per sostituire le batterie che li alimentano, per
periodi di tempo sempre più lunghi.
Un’altra strada che si è ipotizzata, all’inizio di questo studio, è di eliminare le
batterie (o di usarne di ricaricabili) impiegando al loro posto metodi alternativi di
alimentazione elettrica.
Da qualche anno un attivissimo filone di ricerca è dedicato esattamente a questo
stimolante scopo: si tratta dell‟Energy Harvesting, ovvero la “raccolta di energia” da
tutte quelle fonti in cui essa viene spontaneamente generata per poi essere
completamente sprecata, dispersa nell’ambiente circostante, diventando “un rifiuto
energetico”.
Da quest’ultima definizione nasce il sinonimo Energy Scavenging, tradotto
letteralmente “ricerca dell’energia tra i rifiuti”, definizione che rende ancora più
eloquente il concetto che sta alla base di questo “processo, attraverso il quale
l‟energia viene derivata dalle sorgenti esterne (come ad esempio, dall‟energia
solare, termica, eolica, dal gradiente di salinità ed energia cinetica), catturata ed
immagazzinata” (Wikipedia 2011).
Da queste forme di energia disperse, e potenzialmente utili, siamo letteralmente
circondati: basti pensare all’energia elettromagnetica e termica con cui il Sole
irraggia costantemente la Terra; le vibrazioni meccaniche che le nostre attività
innescano negli oggetti che ci circondano; i gradienti termici e di pressione.
Una grande sfida del futuro è rappresentata dalla possibilità di utilizzare i sistemi
Energy Harvesting per alimentare i dispositivi, messi all’interno del corpo umano,
con scopi curativi, diagnostici o di prevenzione, senza utilizzare materiali che
debbano poi essere sostituiti nel tempo.
Considerando che la popolazione mondiale over 65 raggiungerà il 12% nel 2030
[39], risulta importate riuscire ad aumentare l’efficienza delle tecniche di
prevenzione e di diagnosi.
Inoltre, considerando che le batterie, che alimentano i pacemaker e gli altri
dispositivi impiantabili, devono essere ciclicamente sostituite, comportando quindi
un’operazione chirurgica solo per effettuare tale sostituzione, risulta assolutamente
75
evidente la necessità di trovare una soluzione.
Di conseguenza, i sistemi di Energy Harvesting suscitano un grande interesse nel
campo biomedico.
Figura 4.1 Panoramica dell’energy harvesting [38].
Utilizzando i processi naturali del corpo umano, come il flusso sanguigno e quindi la
pressione, si può ottenere energia idroelettrica dal sangue, direttamente dalle arterie
[40].
Un gruppo di ricercatori dell’ Università di Berna, in Svizzera, e della Berner
Fachhochschule (l’Università di Scienze applicate della capitale elvetica) ha infatti
creato una turbina per generare energia elettrica a partire dal flusso sanguigno con lo
scopo di trovare il modo più efficace per ricaricare le batterie di dispositivi medici
elettronici come pacemaker, sensori di pressione o pompe a rilascio programmato di
farmaci.
Stavolta i ricercatori svizzeri hanno pensato di usare un altro tipo di energia, quella
idroelettrica del flusso sanguigno generato dal muscolo cardiaco.
76
Figura 4.2 Microturbina realizzata dai ricercatori
dell’Università di Berna, Svizzera.
Come ha infatti spiegato Alois Pfenniger, a capo dello studio, in un articolo su IEEE
Spectrum [40]: “Il cuore produce circa 1,5 watt di potenza idraulica e la nostra
intenzione è quella di prenderne circa un milliwatt”, insomma quel tanto necessario
ad alimentare non solo un pacemaker, ma anche dispositivi più potenti. Gli scienziati
svizzeri hanno quindi creato in laboratorio una serie di piccolissime turbine e ne
hanno testato il potenziale energetico all’interno di sottili tubicini simili per struttura
e grandezza alle arterie umane. E il risultato non ha deluso le aspettative: fino a
800microwatt per un modello di turbina.
Oppure si possono sfruttare alcuni materiali piezoelettrici, molto resistenti ed allo
stesso tempo assolutamente innocui per la salute, come, ad esempio, i nano tubi di
peptide [41], per fornire energia elettrica a tutti i dispositivi posti all’interno del
corpo.
Figura 4.3. Sistemi Energy Harvesting a nano-tubi di peptide.
Visto che l’argomento in questione è molto delicato, non sono stati ancora condotti
gli esperimenti sull’essere umano per riuscire a dimostrarne la reale fattibilità, ma
77
vengono quotidianamente mossi dei passi nella direzione di applicazione dei sistemi
di Energy Scavenging anche nel campo delle biotecnologie, al fine di rendere la
qualità di vita, dei pazienti, sempre migliore.
4.1 Termogeneratori
La differenza di temperature rappresenta un’opportunità sfruttabile ai fini della
generazione dell’energia elettrica, utilizzando semplicemente i fenomeni fisici,
conosciuti come l’effetto Seebek e l’effetto Peltier.
Tali fenomeni, scoperti tra il 1821 ed il 1834, danno luogo ad un effetto
termoelettrico, mostrato in Fig. 4.4, [42].
Figura 4.4 Sistema di generazione dell’energia termica.
L’effetto Seebeck è un fenomeno termoelettrico in cui in un circuito, costituito da
conduttori metallici o semiconduttori, una differenza di temperatura genera
elettricità. Tale effetto è il complementare dell’effetto Peltier, secondo il quale, se
viene fatta scorrere corrente in un conduttore, il calore viene assorbito da una
giunzione e viene emesso dall’altra.
L'effetto Seebeck viene sfruttato per misurare differenze di temperatura attraverso la
misurazione della differenza di potenziale, generata in un circuito costituito da fili di
materiale diverso.
Il dispositivo risultante prende il nome di termo generatore o termocoppia.
78
Il massimo rendimento di un termo generatore ideale è dato dal rendimento di
Carnot e può espresso come:
dove
Thot è la temperatura del lato caldo e Tcold è la temperatura del lato freddo,
rappresentati in Fig. 4.4. Quindi, idealmente, maggiore è la differenza di temperatura
e migliore è il rendimento del termo generatore.
Nell’ambito dei sistemi di Energy Harvesting è però interessante non tanto il segnale
utile per le misurazioni, quanto l’energia che può essere generata da questi
dispositivi.
GENERATORI ELETTROTERMICI
Utilizzando l’effetto Seebeck appena illustrato e quindi basandosi sul funzionamento
delle termocoppie, è possibile realizzare dei generatori di energia elettrica, a partire
da una differenza di temperatura presente in un determinato ambiente.
Una potenziale fonte di differenza di temperatura, e quindi di energia termica,
potrebbe essere il gradiente di temperatura tra il calore del corpo umano,
normalmente pari a 36°C, e la temperatura ambiente di 20°C.
Di seguito vengono illustrate alcune tipologie di generatori elettrotermici ed il loro
funzionamento.
Figura 4.5 Cella di Peltier.
79
In Fig. 4.5 viene mostrato un modulo elettrotermico, idoneo per le generazione di
energia elettrica. Tale dispositivo prende il nome di cella di Peltier.
Collegando il modulo alla fonte di calore da una parte e verificando che vi sia un
gradiente di temperatura al fine di garantire il funzionamento, è sufficiente collegare
una resistenza di carico per ottenere la corrente elettrica [43].
Il generatore elettrotermico presenta delle caratteristiche interessanti, come, ad
esempio, un lungo ciclo di vita, l’assenza delle parti in movimento e facile
realizzazione. D’altro canto però ha un’efficienza alquanto ridotta, fattore che ha
ostacolato a lungo il suo sviluppo nelle varie tecnologie [42].
Tra le applicazioni di questo metodo, l’orologio da polso “Thermic Watch” prodotto
dalla Seiko, mostrato in Fig. 4.6 a), è considerato la prima applicazione del sistema
di Energy Harvesting con energia termica utilizzata in un prodotto a largo consumo
[44].
Questo orologio utilizza un generatore elettrotermico, mostrato in Fig. 4.6 c) e d),
per convertire il calore del corpo umano in energia elettrica per alimentare l’orologio
stesso. Con un gradiente di temperatura di 1 K tra il polso e l’ambiente circostante,
possono essere raccolti fino 22 μW di potenza. Inoltre, l’energia non solo viene
sfruttata per il funzionamento dell’orologio, ma carica anche una batteria agli ioni di
litio di 4,5 mAh [45].
Figura 4.6 a) Orologio “Thermic Watch” della Seiko, b) rappresentazione in sezione, c)
e d) particolari del modulo elettrotermico, (R. Shih , 2008).
80
4.2 Soluzioni commerciali
Tra i prodotti disponibili sul mercato che sfruttano le differenze di temperatura per
generare energia elettrica risulta interessante questo prodotto della Thermo Life®
Energy Corporation [46].
Figura 4.7 Thermo Life confrontato con un penny
e schema di funzionamento del termo generatore.
Caratteristiche: è un generatore termoelettrico a bassa potenza, in attesa di brevetto,
converte direttamente l’energia termica in energia elettrica, piccole differenze di
temperatura, di meno di 5° Kelvin, possono già fornire energia termica (p.e. tra 20°C
e 25°C).
Una differenza di 5°C di temperatura genera quasi 6 V a circuito aperto, circa 3 V
abbinato ad un carico, 10 A di corrente, 30 W di potenza; 10°C di differenza
genera circa 11V a circuito aperto, che diventano 11V, con carico, e 25A di
corrente, 135W di potenza.
Maggiori differenze di temperatura producono maggiori livelli di potenza in uscita,
funzionano bene (efficientemente) in quasi ogni condizione ambientale. È un
dispositivo compatto, di taglia miniaturizzata e ultra leggero.
81
Affidabile, antiurto e senza parti meccaniche, non necessita di movimento, luce o
ambiente pulito per generare energia elettrica, è un dispositivo solido, senza gas
compressi o sostanze chimiche, è una risorsa rinnovabile che rispetta l’ambiente,
l’output è compatibile con le esigenze dei più moderni microsistemi.
Soluzioni Micropelt e RTI
La capacità di fabbricare termoelementi semiconduttori estremamente piccoli ha
consentito la possibilità di raccolta di piccole quantità di calore per le applicazioni a
bassa potenza, quali reti di sensori wireless, dispositivi mobili, e anche applicazioni
mediche.
Varie tecniche a film sottile sono state utilizzate, per produrre piccoli dispositivi
termoelettrici, da due società, Micropelt e RTI, appositamente costituite [47].
Dispositivi che utilizzano il materiale termoelettrico in una direzione parallela al
piano di deposizione perdono efficienza termica, a causa del corto circuito del
substrato, ma guadagnano dalla densità e dalla lunghezza degli elementi
termoelettrici, fino a 5v che possono essere prodotti con un salto di temperatura di
10°K.
Allo stesso tempo, i fabbricanti di dispositivi termoelettrici sfusi, che hanno
tipicamente dimensioni di 1-2 mm in lunghezza, possono raggiungere dimensioni
degli elementi termoelettrici anche di 100μm.
Figura 4.8 Elementi termoelettrici micro fabbricati (Micropelt) e dispositivo completo
(RTI) vicino a un penny USA.
4.3 Soluzioni piezoelettriche
La piezoelettricità (dal greco “premere, comprimere” ) è la proprietà di alcuni
materiali di generare una differenza di potenziale quando sono soggetti ad una
deformazione meccanica.
82
L’utilizzo dei polimeri, come, ad esempio, il polivinildenfluoruro (PVDF) o Kynar o
Hylar o Sygef, dalle spiccate proprietà piezoelettriche, ha permesso di allargare i
campi di applicazione nelle ricerche sui sistemi di Energy Harvesting, rispetto a
quelle possibili con l’uso dei cristalli naturali.
Alcuni ricercatori della Georgia Tech University hanno sviluppato un nuovo tipo di
generatore elettrico in piccola scala in grado di produrre corrente alternata (AC),
attraverso un ripetuto “stretching” di particolari fili metallici in un substrato di
plastica flessibile che può essere incorporato in quasi qualsiasi materiale. Si può
parlare di un nuovo efficiente dispositivo piezoelettrico.
Questo nuovo tipo di generatore piezoelettrico è in grado di produrre fino a 45
millivolt, convertendo quasi il 7% dell’energia meccanica applicata direttamente ai
fili di ossido di zinco, in elettricità. Una complessa matrice di questi microgeneratori
potrebbe essere utilizzata per caricare dispositivi a bassa potenza incorporati in
dispositivi MEMS.
“Generatori piezoelettrici di così piccole dimensioni saranno in grado di essere
utilizzati in dispositivi medici di rilevamento, per il monitoraggio ambientale, la
difesa personale e la tecnologia elettronica”, ha spiegato il professor Zhong Lin
Wang del Georgia Institute of Technology. Basso costo, bassa potenza, microsensori e micro-dispositivi potrebbero ridefinire la nostra vita nei prossimi 50 anni.
Figura 4.9 Energia Elettrica Ibrida: la cella Self-Charging Power converte e
immagazzina energia in una sola unità.
83
Nanogeneratori Piezoelettrici
Un nano generatore piezoelettrico [48], dalle dimensioni nanoscopiche, che possa
funzionare da nano-batteria per dispositivi miniaturizzati è il prodotto della ricerca
del Prof. Wang e del suo gruppo di lavoro.
Per ottenere il nano generatore Wang ha predisposto un array di cristalli di ZnO a
formare “nanofili” fatti crescere su un substrato solido conduttore .
Figura 4.10 Immagine SEM di cristalli (nanofili) di ZnOsu
un substrato solido conduttore.
In seguito, a dimostrazione pratica del funzionamento del sistema, la punta di silicio
coatizzata con platino di un AFM (Atomic Force Microscopy) e stata fatta scorrere
sulle estremità libere di questi nanofili. Il segnale registrato in uscita e stato
attribuito all’effetto del contatto della punta sulle estremità dei cristalli: il fenomeno
piezoelettrico si “innesca” al primo contatto della punta al Pt, quando questa flette il
nanofilo di ZnO creando una zona in estensione ed una in compressione nella
direzione di scorrimento della punta (Figura 4.11).
Facendo scorrere i nanofili metallici della fibra di Kevlar su quelli non coatizzati
dell’altra,
i
ricercatori
hanno
riprodotto
quel
meccanismo
di
estensione/compressione sopra descritto ed hanno registrato in output il conseguente
passaggio di corrente (circa 4 nA).
Attorcigliando le due diverse tipologie di fibre di Kevlar e facendole scivolare
ciclicamente una sull’altra si innesca il fenomeno piezoelettrico: le estremità libere
dei nanofili di ZnO (coatizzati e non) si trovano a scorrere le une sulle altre come
schematizzato in Figura (a), in basso.
Un po’come sfregare tra loro le setole di due spazzolini molto flessibili.
84
Figura 4.11 Innesco del fenomeno piezoelettrico.
Figura 4.12 I nanofili metallici della fibra di Kevlar scorrono
su quelli non coatizzati dell’altra.
Nano dispositivi e nano sistemi in via di sviluppo sono di fondamentale importanza
per il rilevamento, la scienza medica, la tecnologia della difesa e anche l’elettronica
personale.
È altamente desiderabile per i dispositivi wireless e anche necessario per i dispositivi
biomedicali impiantabili essere autoalimentati, senza utilizzare batterie.
I ricercatori hanno anche sviluppato una cella di autoricarica energetica che converte
direttamente energia meccanica in energia chimica, immagazzinandola fino a
quando e rilasciata sotto forma di corrente elettrica.
85
Figura 4.13 Prospettive di Nanogeneratori per harvesting di energia meccanica
e potenziali applicazioni future.
Eliminando la necessità di convertire l’energia meccanica in elettrica per caricare
una batteria, il nuovo generatore-serbatoio ibrido utilizza in modo più efficiente
l’energia meccanica [49].
Figura 4.14 In questa foto sono mostrati i componenti di una nuova cella ad energia
piezoelettrica auto caricabile. Il disco chiaro al centro è il film piezoelettrico che
funziona come una pompa di carica per gli ioni di litio.
86
Il cuore della cella ad energia auto caricata è una membrana piezoelettrica che guida
gli ioni di Litio da un lato all’altro della cella stessa, quando la membrana è
deformata da uno stress meccanico.
Gli ioni di litio, guidati attraverso la membrana polarizzata dal potenziale
piezoelettrico, sono direttamente immagazzinati come energia chimica, utilizzando
un processo elettrochimico.
Sfruttando la forza di compressione, come il tacco di una scarpa che colpisce il
pavimento, di una persona che cammina, la cella genera corrente elettrica sufficiente
per alimentare un piccolo calcolatore.
87
88
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[47] G.J. Snyder. Small Thermoelectric Generators.
http://www.electrochem.org/dl/interface/fal/fal08/fal08_p54-56.pdf
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Introduzione - Università Politecnica delle Marche

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