Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria

Equation Chapter 1 Section 1 Trabajo Fin de Grado Ingeniería Electrónica, Robótica y Mecatrónica Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Dpto. Teoría de la Señal y Comunicaciones Escuela Técnica Superior de Ingeniería Universidad de Sevilla Sevilla, 2020 Autor: Alejandro Jiménez Pallares Tutores: Luis Javier Reina Tosina David Naranjo Hernández Trabajo Fin de Grado Ingeniería Electrónica, Robótica y Mecatrónica Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Autor: Alejandro Jiménez Pallares Tutores: Luis Javier Reina Tosina Catedrático de Universidad David Naranjo Hernández Doctor Dpto. de Teoría de la Señal y Comunicaciones Escuela Técnica Superior de Ingeniería Universidad de Sevilla Sevilla, 2020 Trabajo Fin de Grado: Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Autor: Alejandro Jiménez Pallares Tutores: Luis Javier Reina Tosina David Naranjo Hernández El tribunal nombrado para juzgar el Proyecto arriba indicado, compuesto por los siguientes miembros: Presidente: Vocales: Secretario: Acuerdan otorgarle la calificación de: Sevilla, 2020 El Secretario del Tribunal Agradecimientos Quiero dar las gracias a mis padres por el apoyo incondicional y la oportunidad que me han dado para poder conseguir mis objetivos. A mis amigos que han estado en las buenas y en las malas, empujándome y apoyándome para no tirar la toalla en esta etapa. Y sobre todo dar las gracias a Ester, mi compañera de vida, por ser el pilar fundamental en el que me he apoyado para alcanzar esta meta, alguien que me ha enseñado que, creyendo en mi mismo, y con esfuerzo, puedo conseguir lo que me proponga. Por último, agradecer a mis tutores la oportunidad, su ayuda y su trabajo. Resumen La correcta monitorización respiratoria es de fundamental importancia a la hora de diagnosticar enfermedades respiratorias, como la enfermedad pulmonar obstructiva crónica (EPOC) o la apnea del sueño. Un buen control de la frecuencia respiratoria reduce considerablemente el riesgo de padecer este tipo de enfermedades. En la actualidad, las técnicas que se utilizan para la monitorización son obstructivas e incómodas para los pacientes. Por tanto, surge la necesidad de diseñar un dispositivo que mida, de manera no obstructiva y cómoda, la frecuencia respiratoria en tiempo real. Partiendo del prototipo del chaleco elástico inteligente diseñado previamente por el Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Sevilla, en este proyecto se ha diseñado y miniaturizado un módulo de sensorización capacitiva capaz de medir la frecuencia respiratoria. Haciendo uso de la tecnología capacitiva basada en el oscilador de Colpitts se ha elaborado el circuito esquemático y la placa de circuito impreso, quedando un sistema modular cuadrado de 4 𝑐𝑚2. Este diseño se ha llevado a cabo con la herramienta de diseño electrónico KiCad. Teniendo en cuenta las dificultades debidas a la pandemia de la COVID-19 durante 2020 y su impacto sobre el acceso a recursos de laboratorio, para la validación del diseño, se han realizado una serie de simulaciones para analizar las prestaciones de sensibilidad del módulo, así como su correcto funcionamiento. Para finalizar, se ha elaborado una hoja de datos técnica para facilitar el uso del módulo y como futura referencia para el desarrollo de aplicaciones basadas en el sensor. Abstract The correct monitoring of respiratory rate is essential to diagnose respiratory diseases such as chronic obstructive pulmonary disease (COPD) or sleep apnea. A good control of the respiratory rate considerably reduces the risk of suffering from this type of disease. Currently, the techniques used for monitoring are obstructive and uncomfortable for patients. Therefore, the need arises to design a device that measures, in a non-obstructive and comfortable way, the respiratory rate in real time. Starting from the prototype of the smart elastic vest previously designed by the Biomedical Engineering Group of the University of Seville, in this project a capacitive sensorization module capable of measuring respiratory rate has been designed and miniaturized. Using the capacitive technology based on the Colpitts oscillator, the schematic circuit and the printed circuit board have been elaborated, leaving a square modular system of 4 𝑐𝑚2. This design has been carried out with KiCad electronic design automation tool. Considering the difficultis associated to the COVID-19 pandemic during 2020 and its impact on the availability of laboratory resources, for the validation of the design, a set of simulations have been carried out to analyze the sensitivity performance of the module, as well as its correct operation. Finally, a technical datasheet has been prepared to facilitate the use of the module and for future reference of the development of applications based on the sensor. Introducción 2 Figura 1-1. Dispositivo de monitorización respiratoria MonBaby. Otra forma de estimar la frecuencia respiratoria es mediante sensores [17]. Las variaciones de capacidad eléctrica entre dos hilos conductores integrados en una prenda elástica se emplean para obtener el patrón respiratorio [18]. Otras propuestas se basan en el uso de tecnología de radar, que registran la temperatura mediante termistores junto a la boca/nariz [19]. Cabe destacar la técnica de oscilación forzada, la cual es una herramienta prometedora para evaluar futuras exacerbaciones en pacientes con EPOC. Sin embargo, mucho de los desarrollos propuestos tiene el inconveniente de la ubicación especial del sensor, muchas veces incómodo, o que requieren de un procesamiendo de señal complejo que impacta severamente la vida útil de la batería. Además, no tienen una precisión comparable a la obtenidas por métodos obstructivos (espirometría y capnografía), incluso en experimentos en reposo [20]. En este contexto, el Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Sevilla ha diseñado un chaleco inteligente para sensorización biomédica. Esta prenda elástica incorpora el hardware necesario para la sensorización del patrón respiratorio de los pacientes y su evaluación. Se aplica la tecnología de la sensorización capacitiva basada en el oscilador Colpitts. El chaleco inteligente posee un módulo de sensorización respiratorio, un módulo de sensorización de actividad física, un módulo de procesado para realizar el preprocesado de las señales de los módulos anteriores y el módulo de comunicaciones para realizar una comunicación bidireccional con el chaleco inteligente. El prototipo de laboratorio de este chaleco está realizado con componentes de bajo coste, no es un método obstructivo y es muy fácil de usar por los pacientes. Este proyecto se centra en la optimización en tamaño y diseño del módulo de sensorización capacitiva empleado en el chaleco inteligente transformando un prototipo de laboratorio realizado con componentes discretos en un prototipo evolucionado implementado sobre una placa de circuito impreso y que pueda ofrecer garantías de cara a la fase de validación en un entorno controlado. 1.2 Hipótesis Habiéndose justificado la importancia de la monitorización de la frecuencia respiratoria y basándonos en los resultados experimentales obtenidos con el chaleco inteligente de sensorización biomédica por el Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Sevilla, nos hace pensar que es factible el desarrollo de un módulo de sensorización capacitiva con la intención de desacoplar esta etapa del resto 3 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria del sistema, proporcionando ventajas en su uso e implementación. 1.3 Objetivo El objetivo del proyecto es el diseño y desarrollo de un módulo miniaturizado para desacoplar la etapa de sensorización capacitiva, partiendo de un prototipo diseñado previamente por el Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Sevilla para el chaleco elástico inteligente de sensorización biomédica. La mejora del módulo de sensorización capacitiva proporciona un diseño más robusto, un tamaño compacto del propio módulo, un tamaño optimizado de las pistas para eliminar efectos parásitos y un diseño adecuado para su uso en otras aplicaciones. Se estudiará la tecnología necesaria y los componentes electrónicos adecuados para desarrollar, a través del software de KiCad, el circuito esquemático y el circuito impreso en la placa. Finalmente, se analizarán mediante simulación las prestaciones de sensibilidad del sistema desarrollado para evaluar cómo se comporta el circuito ante diferentes configuraciones, dadas las limitaciones para el acceso a los recursos de laboratorio debidas a la pandemia COVID-19. Para facilitar el posterior uso a los usuarios que se inicien en la implementación del módulo, se elaborará una hoja de datos técnicos que defina las prestaciones del sistema. 1.4 Estructura del proyecto Para facilitar la lectura de este proyecto, se ha dividido en los capítulos que se resumen a continuación:  Capítulo 1. Introducción: Capítulo de introducción donde se expone la importancia de la monitorización respiratoria y su problemática, así como diferentes investigaciones para su mejora. También se exponen la motivación y los objetivos principales de este proyecto.  Capítulo 2. Materiales y métodos: En este capítulo se describen los principios físicos en los que se basa la tecnología utilizada, así como el programa usado para la simulación del módulo de sensor capacitivo. Además de realizar una descripción del prototipo de chaleco inteligente creado por el Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Sevilla.  Capítulo 3. Diseño esquemático del módulo: En este capítulo se describen los diferentes componentes utilizados para la realización del circuito esquemático.  Capítulo 4. Diseño de la placa de circuito impreso: En este capítulo se muestra el diseño de la placa con el programa KiCad. Se describen los procesos seguidos para conseguir un sistema modular y de tamaño reducido.  Capítulo 5. Resultados en simulación: Se describen en este apartado las simulaciones realizadas para obtener la sensibilidad del módulo. Se han realizado pruebas para distintas configuraciones para analizar la vasriación de la sensibilidad.  Capítulo 6. Conclusiones: Para finalizar el proyecto se detallan las conclusiones del sistema creado. 2 MATERIALES Y MÉTODOS Para la monitorización no intrusiva del patrón respiratorio se ha empleado la tecnología de sensorización capacitiva debido a su alta sensibilidad. Para ello, en el chaleco inteligente dos electrodos están dispuestos uno frente al otro colocados en el pecho del paciente sin estar en contacto directo con el mismo, ya que están acoplados en los bolsillos del chaleco elástico. El primer electrodo se encuentra en la parte frontal, en el pecho, y el segundo en paralelo, en la zona de la espalda. En la respiración, los electrodos captan la expansión-contracción del torax y de esta manera se calcula la frecuencia de respiración. Para entender las bases tecnológicas de este chaleco, y así poder abordar la mejora de su módulo de sensorización capacitiva, se estudiarán los sensores capacitivos y los osciladores, centrándonos en el oscilador de Colpitts, tecnología en la cual se basa este proyecto para medir la capacidad corporal y, por tanto, obtener, la frecuencia respiratoria. También se presentará el software utilizado para el diseño del layout del módulo. 2.1 Sensores Denominamos sensor a un dispositivo que es capaz de convertir una magnitud física (presión, temperatura, caudal) en una señal eléctrica. La señal eléctrica se debe acondicionar (amplificar, eliminar ruido, linealizar, etc.) para adaptarla a las necesidades del equipo que debe leer la señal. Según el tipo de señal de salida tenemos los sensores analógicos, en los cuales la salida es un valor de tensión o corriente comprendida en un rango de valores, o los sensores digitales, en los cuales la salida toma dos valores únicamente, todo o nada. En nuestro caso, para la medida del ritmo respiratorio se ha elegido la tecnología de sensorización capacitiva debido a su bajo coste, componentes electrónicos estandarizados y que no requiere contacto con el paciente para medir la frecuencia respiratoria [21]. 2.1.1 Sensores capacitivos Los sensores de proximidad capacitivos son dispositivos sin contacto que pueden detectar la presencia o ausencia de prácticamente cualquier objeto, independientemente del material. Utilizan la propiedad eléctrica de la capacitancia y el cambio de capacitancia basado en un cambio en el campo eléctrico alrededor de la cara activa del sensor [21]. En nuestro caso, los dos electrodos situados en paralelo van a captar el movimiento del torax del paciente al inspirar-espirar, detectando ese cambio en el campo eléctrico. Principio de funcionamiento Un sensor capacitivo actúa como un simple condensador. Una placa metálica en la cara de detección del sensor está conectada eléctricamente a un circuito oscilador interno y el objetivo a detectar actúa 5 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria como la segunda placa del condensador. A diferencia de un sensor inductivo que produce un campo electromagnético, un sensor capacitivo produce un campo electrostático. La capacidad externa entre el objetivo y las placas del sensor forman parte de la capacidad de retroalimentación en el circuito del oscilador. A medida que el objetivo se acerca a los sensores, las oscilaciones aumentan hasta que alcanzan un umbral y activan la salida. En el chaleco inteligente la respiración del paciente implica que los dos electrodos, situados en la parte frontal y trasera del tórax, se alejen y se acerquen, lo que conlleva una variación de la capacidad de salida. Esta capacidad puede ser medida de múltiples formas, la más común es mediante un oscilador. 2.1.2 Osciladores Un oscilador es un circuito electrónico que genera una señal periódica sin tener ninguna señal periódica a la entrada. Las formas de onda pueden ser cuadradas, senoidales, triangulares, entre otras. Los osciladores se clasifican en armónicos, cuando la salida es sinusoidal, o de relajación, cuando forma una onda cuadrada. La frecuencia se puede ajustar con condensadores o bobinas. Se llama oscilador porque la salida generada es una señal que oscila entre diferentes valores [22]. Principio de funcionamiento Un oscilador típico sería un circuito electrónico capaz de generar una señal de corriente alterna a su salida. Básicamente, convierten el flujo de corriente unidireccional de una fuente de corriente continua (cc) en una forma de onda alterna que es de la frecuencia deseada. Las características de las señales alternas generadas, como la frecuencia, la tensión, etc. dependen del circuito oscilador que las genere, es decir, de los components electrónicos del circuito. El principio de funcionamiento de los osciladores se basa en la retroalimentación positiva, que consiste en sumar la señal de salida a la de entrada (ver figura 2-1). El amplificador suministra la energía necesaria al oscilador y el circuito de realimentación mantiene la oscilación. Figura 2-1. Esquema de un oscilador. Podemos imaginar un oscilador como un circuito amplificador, por ejemplo un transistor, que se suministra a sí mismo la señal de salida. Existen dos condiciones necesarias para que un circuito lineal oscile: la condición de arranque y la Materiales y métodos 6 condición de mantenimiento. Estas condiciones se conocen como criterio de Barkhausen [22]. Se establece que si A es la ganancia del elemento de amplificación en el circuito y β (jω) es la función de transferencia del lazo de retroalimentación, por lo que el módulo |βA| es la ganancia de bucle alrededor del bucle de retroalimentación del circuito, el circuito sostendrá oscilaciones a frecuencias para las que: 1. La ganancia del bucle es igual a la unidad en magnitud absoluta: |βA| = 1. 2. El desplazamiento de fase alrededor del bucle es cero o un múltiplo entero de 2π: arg (𝛽𝐴) = 2𝜋𝑛,𝑛 𝜖 (0,1,2,…) Tipos de osciladores Existen dos grupos de osciladores según el rango de frecuencia que generan: 1. Los osciladores RC son aquellos que están compuestos por redes de resistencias y condensadores que aprovechan el desfase introducido por la red, retroalimentan una señal en fase con la entrada y provocan de esta manera la oscilación del amplificador que es la retroalimentación positiva. Este grupo de osciladores trabajan a baja frecuencia. 2. Los osciladores LC son aquellos en los cuales su retroalimentación se encuentra compuesta por bobinas y condensadores, cuya frecuencia de resonancia establecerá la frecuencia de salida del oscilador. Este grupo de osciladores sirve para trabajar a frecuencias altas. En este proyecto nos vamos a centrar en este grupo y los veremos en más detalle a continuación. Oscilador LC Los osciladores RC están limitados en la generación de señales de alta frecuencia, de ahí la necesidad de estudiar alternativas, como los osciladores LC, los cuales son circuitos resonantes LC que se caracterizan porque incluyen un circuito resonante, también denominado circuito tanque. Una de las características de estos circuitos es que la frecuencia de oscilación puede ser fácilmente ajustada, cambiando sólo el valor de la bobina o el condensador, pudiendo trabajar en un rango de frecuencias que va desde unos 100 kHz hasta cientos de MHz. El funcionamiento es similar a los osciladores RC, solo que en estos se combina una red LC que proporciona un desplazamiento de -180º para mantener la oscilación. El circuito resonante es una red LC en paralelo que funciona a una determinada frecuencia de resonancia, y que es capaz de almacenar energía eléctrica y magnética. Las bobinas intercambian su energía con los condensadores generando una señal senoidal, aunque si no fuera por el amplificador realimentado positivamente, que también compone el oscilador, la señal generada iría amortiguándose; por eso es fundamental la función del amplificador [23]. La frecuencia de oscilación viene dada por: 7 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria 𝑓 = 1/(2𝜋√𝐿𝐶) Los osciladores más usados son el de Hartley y el de Colpitts. Este proyecto se centra en el oscilador de Colpitts porque es el empleado en el prototipo previo, debido a que es muy estable a la hora de proporcionar la frecuencia de oscilación. Oscilador Colpitts El diseño del oscilador Colpitts utiliza dos condensadores de derivación central en serie con un inductor paralelo para formar el circuito LC en la retroalimentación, como se puede ver en la figura 2-2. La configuración básica del oscilador Colpitts se asemeja a la del oscilador Hartley, con la diferencia del circuito resonante [24]. Figura 2-2. Circuito del tanque oscilador Colpitts. La ventaja de este tipo de configuración de circuito capacitivo es que, con menos inductancia propia y mutua dentro del circuito tanque, se mejora la estabilidad de frecuencia del oscilador con un diseño más simplificado. Cabe destacar que la frecuencia de oscilación es la misma que la frecuencia de resonancia. Figura 2-3. Circuito oscilador Colpitts básico. Materiales y métodos 8 Con referencia a la figura 2-3, el terminal emisor del transistor está conectado efectivamente a la unión de los dos condensadores, C1 y C2, que están conectados en serie y actúan como un simple divisor de voltaje. Cuando se aplica en primer lugar la fuente de alimentación, los condensadores C1 y C2 se cargan y luego se descargan a través de la bobina L. Las oscilaciones a través de los condensadores se aplican a la unión base-emisor y aparecen amplificadas en la salida del colector. C1 y C2 determinan la cantidad de retroalimentación en el oscilador. El voltaje a través de C1 es el mismo que el voltaje de salida de los osciladores, Vout, y el voltaje a través de C2 es el voltaje de retroalimentación de los osciladores. Entonces el voltaje a través de C1 será mucho mayor que el de C2 [24]. La frecuencia de oscilación para un oscilador Colpitts está determinada por la frecuencia de resonancia del circuito del tanque LC y se expresa como: 𝑓𝑟 = 1 2𝜋√𝐿𝐶𝑇 ; siendo 𝐶𝑇=𝐶1𝐶2 𝐶1+𝐶2 2.2 Software de diseño Hace relativamente poco contratar la fabricación de una placa de circuito impreso (PCB) era un proceso costoso y las herramientas utilizadas eran exclusivamente comerciales y con costes de licencia bastante elevados. En la actualidad existen numerosos paquetes de software para de diseño de placas que son bastante fiables y robustos al alcance de todos, siendo muchos de software libre. KiCad es el programa que se ha empleado en este proyecto porque es una solución abierta y suficientemente completa. KiCad (véase la figura 2-4) es una herramienta de software de código abierto para la creación de diagramas esquemáticos electrónicos e ilustraciones de PCB. KiCad está compuesto por un amplio conjunto de herramientas:  Administrador de proyectos: KiCad.  Editor de esquemáticos: Eeschema.  Entorno de diseño de los circuitos impresos: Pcbnew.  Visualizador de archivos Gerber: Gerbview.  Herramienta para convertir imágenes en footprints: Bitmap2component. Figura 2-4. Logo de KiCad. 9 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Dentro del programa se pueden encontrar muchas librerías de componentes (tanto huellas como símbolos) y además el programa permite crear y agregar diseños propios de componentes personalizados u otros componentes que no se puedan encontrar en sus librerías. El propósito con esta herramienta es elaborar el circuito esquemático del sistema con los diferentes módulos que forman parte del sensor capacitivo, generar la placa de circuito impreso y, posteriormente, mediante simulación, se obtendrán las especificaciones de sensibilidad y se verificará el correcto funcionamiento del módulo de sensor capacitivo. Este diseño se puede ver en detalle en los capítulos 3 y 4. 2.3 Chaleco inteligente para sensorización biomédica Según se ha adelantado en la introducción, entre las aportaciones científico-tecnológicas en la monitorización respiratoria se puede destacar el trabajo realizado por el Grupo de Ingeniería Biomédica de la Universidad de Sevilla, consistente en un chaleco que integra diferentes módulos. Para tener una visión global del chaleco, se describen, en la siguiente sección, sus distintos componentes más en detalle, así como su principio de funcionamiento. 2.3.1 Hardware El chaleco se ha construido de una manera modular. Esto facilita el trabajo a la hora de añadir nuevos módulos o implementar nuevas tecnologías en el chaleco. Los diferentes módulos que ahora posee este chaleco son:  Módulo de sensorización de actividad física: es el encargado de monitorizar la actividad física del paciente a través de un acelerómetro.  Modulo de procesamiento: procesa la información obtenida de los módulos de sensorización, tanto el respiratorio como el de actividad física.  Módulo de comunicaciones: se encarga de gestionar las comunicaciones bidireccionales entre el chaleco y los dispositivos portátiles.  Módulo de sensorización respiratorio: se encarga de captar la frecuencia respiratoria. La tecnología usada está basada en el oscilador de Colpitts con dos electrodos textiles situados en la parte delantera y trasera del torso. Todos estos módulos se acoplan en una prenda elástica que facilita la adaptación a cualquier usuario. Este prototipo de chaleco lo podemos ver en la figura 2-5. Materiales y métodos 10 Figura 2-5. Prototipo de chaleco inteligente. 2.3.2 Módulo sensorización capacitiva Como ya se ha comentado previamente, el módulo de sensorización capacitiva cumple con el objetivo de medir el ritmo respiratorio. Los datos que se obtienen de dicho módulo se corresponden con la frecuencia del oscilador de Colpitts, que depende de la capacidad eléctrica del paciente, Cbody. El cuerpo humano está basado en una solución electrolítica conductora de agua, cuya permitividad es ε=80. El aire con permitividad de ε=1, cambia la permitividad del pecho al respirar. Debido a que la deformación sufrida en los electrodos dispuestos en paralelo es tan pequeña se puede aproximar a una superficie plana, aunque el pecho no lo sea. Esto quiere decir que podemos aproximar la capacidad de los electrodos, Cbody, como la capacidad entre dos placas paralelas. En la fórmula siguiente se tiene en cuenta el área de los electrodos, A, la distancia entre los electrodos, D, 𝜀𝑟,𝑐ℎ𝑒𝑠𝑡 es la permitividad del pecho y 𝜀0 es la permitividad en vacío [25]. 𝐶𝑏𝑜𝑑𝑦 = 𝜀𝑟,𝑐ℎ𝑒𝑠𝑡𝜀0 𝐴 𝐷 La variación de distancia entre los electrodos, ∆D, está relacionada con un decremento de la capacidad del cuerpo, Cbody, con esta fórmula: ∆𝐶𝑏𝑜𝑑𝑦 = −𝐶𝑏𝑜𝑑𝑦 𝐷∗ ∆D Esto implica que, con la respiración del paciente, al inspirar y espirar, la capacidad irá variando. Siendo mínima cuando la separación entre los electrodos es máxima y en el instante de mínima separación la capacitancia es máxima. Se puede observar en la figura 2-6 la configuración de los electrodos. 11 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Figura 2-6. Sistema de electrodos. La capacidad del pecho se puede medir con precisión con un oscilador LC, en este caso el oscilador de Colpitts, como ya se ha visto anteriormente. Su funcionamiento, como podemos observar en la figura 2-7, es debido a que el condensador, que almacena carga eléctrica, intercambia energía con la bobina, que almacena energía en forma de campo magnético. Se genera una señal senoidal con este intercambio de energía mantenida gracias a un transistor bipolar que retroalimenta y amplifica dicha onda. El valor de la frecuencia de oscilación depende del valor de las capacidades eléctricas y de la bobina. Finalmente, un amplificador operacional convierte la señal senoidal en una señal cuadrada. Al convertir la señal de salida en una onda cuadrada se evitan pérdidas si la señal del oscilador disminuye [25]. Figura 2-7. Circuito oscilador Colpitts adaptado al módulo de sensorización capacitiva. Finalmente, en este proyecto se va a actuar sobre el módulo de sensorización capacitiva haciendo que de un prototipo de laboratorio realizado con componentes discretos se obtenga un prototipo más profesional que pueda implementarse sobre una placa de circuito impreso, que ofrezca garantías de cara a la fase de validación en un entorno controlado. Diseño esquemático del módulo 18 3.2 Circuito esquemático Con los componentes seleccionados en el apartado anterior, y haciendo uso del programa de diseño KiCad, se obtiene el esquemático del circuito del módulo de sensorización capacitiva con el que se va a trabajar posteriormente para diseñar la placa de circuito impreso. En este esquemático, mostrado en la figura 3-7, se pueden diferenciar las de tres partes que componen este circuito. Por un lado, se encuentra el oscilador, que permite determinar la frecuencia respiratoria a partir de las variaciones en la frecuencia de oscilación generadas por el oscilador de Colpitts, con el que se genera una señal periódica a la salida y se asegura eficacia y buena sensibilidad del sensor. Por otro lado, el módulo de amplificación contiene al amplificador operacional OPA365, que es el encargado de aislar el módulo de sensor capacitivo de cualquier equipo que conectemos externamente, sin variar las prestaciones del oscilador. Finalmente, la parte del interruptor contiene el mosfet IRLML6402PBF, que es el encargado de habilitar o inhabilitar el funcionamiento del circuito. 19 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Figura 3-7. Circuito esquemático del módulo sensor capacitivo. 4 DISEÑO DE LA PLACA DE CIRCUITO IMPRESO En este apartado se describen los pasos seguidos para el desarrollo de la placa de circuito impreso usando el programa antes mencionado, KiCad. Figura 4-1. Módulo sensor capacitivo. 4.1 Esquemático Una vez seleccionados los componentes necesarios en el circuito que contendrá el módulo, se trasladan al software de diseño de la PCB (placa de circuito impreso, figura 4-1). Los símbolos del transistor, el MOSFET y el amplificador operacional no se encuentran en la librería de KiCad debido a que son componentes muy específicos los que se utilizan en el chaleco inteligente de sensorización biomédica. Por tanto, es necesario crearlos desde cero o bien importarlos de librerías de otros programas de diseño de PCBs. En las figuras 4-2, 4-3 y 4-4 se puede ver en detalle los símbolos de estos componentes específicos generados en este proyecto. 21 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Figura 4-2. Símbolo del transistor MMBT2222A. Figura 4-3. Símbolo del MOSFET IRLML6402PBF. Figura 4-4. Símbolo del amplificador operacional. Finalmente, se obtiene el circuito esquemático ya presentado en el capítulo anterior. Diseño de la placa de circuito impreso 22 El paso previo al diseño del PCB es asociar los símbolos de los componentes usados en el esquemático con la forma física de los componentes en la placa del circuito (ver tabla 4-1), lo que comúnmente llamamos las huellas (o footprints). Para este proyecto se han elegido las resistencias y los condensadores SMD (tecnología de montaje superficial) 0603, debido a su tamaño adecuado para nuestra finalidad de miniaturizar el módulo del sensor capacitivo. Tabla 4-1. Asignación de la huella a los símbolos de los componentes en KiCad. En este punto se genera el listado de redes, cuyo archivo contiene toda la información añadida al circuito: la información de los componentes existentes, cómo se conectan esos componentes entre sí y la asociación entre los símbolos de los componentes y las huellas, útil para importar este circuito en cualquier otro software de diseño de PCB. 4.2 PCB Como se indica en los objetivos del proyecto, una de las finalidades es obtener un módulo con un tamaño reducido y compacto. Se busca en este proyecto un módulo de 4 𝑐𝑚2, es decir, un cuadrado de 2 cm por lado. En la figura 4-5 se puede observar el diseño inicial del layout, sin tener en cuenta las medidas definidas previamente. 23 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Figura 4-5. Posición inicial de los componentes en el módulo. Tras varias pruebas se consigue el diseño final del módulo, presentado en la figura 4-6. En este diseño se puede apreciar como los conectores J1, J2, J3 y J4 están colocados en la parte trasera de la placa, con la finalidad de tener un dispositivo modular, fácilmente trasladable a otros sistemas. Figura 4-6. Posición definitiva de los componentes en el módulo. Uno de los problemas que han surgido a la hora de enrutar los componentes es el tamaño de las pistas de cobre, ya que tienen que ser lo suficientemente grandes para reducir ruidos y efectos parásitos, pero Diseño de la placa de circuito impreso 24 con la restricción de tener un tamaño bastante reducido, 4 𝑐𝑚2. En la tabla 4-2 se pueden ver los tamaños elegidos para este proyecto para que cumplan con las especificaciones previamente comentadas. Tabla 4-2. Reglas de diseño. La separación mínima entre pistas (margen) depende de la tensión que soporten dichas pistas. Para este proyecto la separación entre pistas de 0,25 mm es suficiente. El ancho de pista debe ser suficiente para soportar la corriente máxima que vaya a atravesar la pista. En nuestro caso, con un ancho de pista entre 1 mm y 2 mm será más que sufiente para evitar ruidos electromagnéticos e interferencias. Por las limitaciones de espacio se ha fijado en 1 mm. Las vías se utilizan para transferir una traza o red entre las diferentes capas de una PCB. Se han cambiado los parámetros estándares de un diámetro de 0.8 mm y un diámetro de perforación de 0.4 mm por otros más adecuados para este proyecto como son un diámetro de vía de 2 mm y el taladro de 0.9 mm. Se puede observar la placa ya enrutada en la figura 4-7. Al ser un tamaño reducido, para que los componentes queden de manera ordenada y los conectores en la posición adecuada se han usado varias vías. Figura 4-7. Módulo del sensor capacitivo enrutado. 25 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Una vez finalizado el proceso de enrutado, el diseño de la placa estará finalizado y lista para ser fabricada. Se puede observar en el modelo 3D de la figura 4-8 y 4-9 como hemos adaptado el diseño para que pueda ser acoplado mediante los cuatro conectores de la parte trasera. A los conectores de la parte frontal se conectan los cables de los electrodos y la malla de dichos cables. Figura 4-8. PCB del módulo sensor capacitivo: parte frontal. Figura 4-9. PCB del módulo sensor capacitivo: parte trasera. 5 RESULTADOS EN SIMULACIÓN Teniendo en cuenta las limitaciones en el acceso a los recursos de laboratorio debidas a la pandemia COVID-19, al no haber sido posible la validación experimental del diseño realizado, se ha optado por analizar las prestaciones de sensibilidad del módulo de sensor capacitivo mediante simulación. En el contexto de este proyecto se define la sensibilidad como la variación detectada en la frecuencia de oscilación en herzios (Hz) como consecuencia de una variación de 10 pF en la capacidad del cuerpo, en nuestro caso la capacidad Cbody. En primer lugar, se ha realizado un análisis de la sensibilidad en función del valor de la capacidad del cuerpo, es decir, cambiando el valor de Cbody. Finalmente, se analiza como afecta la capacidad C3 a la sensibilidad del sistema, que veremos en la siguiente sección. La figura 5-1 muestra la configuración del circuito esquemático necesaria para estos análisis, mostrando el módulo del oscilador y desacoplando la parte del amplificador y el interruptor. Posteriormente, en este capítulo se verá el efecto del amplificador como seguidor de tensión. Figura 5-1. Esquema del oscilador. El programa usado para simular es el propio KiCad con la herramienta de simulación que trae incorporada. La simulación muestra la salida de la señal de oscilación necesaria para el posterior cálculo de la sensibilidad, como se puede apreciar en la figura 5-2. 27 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria Figura 5-2. Tensión a la salida del oscilador. Cabe destacar que todos los resultados obtenidos en estas simulaciones se tomarán en cuenta para elaborar una hoja técnica del módulo de sensor capacitivo, la cual complementará el trabajo presentado en esta memoria. 5.1 Simulación del circuito oscilador Esta es la configuración estándar del circuito que se está estudiando. La prueba consistirá en analizar la sensibilidad del oscilador variando Cbody desde 50 pF hasta 1000 pF en variaciones de 50 pF. Para calcular la sensibilidad a 50 pF será necesario simular en 50 pF y 60 pF, calculando entonces la sensibilidad, para calcular la sensibilidad a 100 pF será necesario simular a 100 pF y 110 pF y calcular entonces la sensibilidad y así hasta Cbody igual a 1000 pF. Para el cálculo de la sensibilidad se ha usado la herramienta Matlab y se ha desarrollado un procedimiento en un fichero capaz de manipular de manera correcta los archivos .csv que genera la simulación en KiCad y otro procedimiento en otro fichero para calcular la sensibilidad una vez que se tienen los archivos de .csv listos para su correcta lectura. Estos archivos irán anexados a la memoria del proyecto para su visualización. Este es un ejemplo de resultados obtenidos en una de las simulaciones una vez procesados los datos en Matlab, donde se observan parámetros como la capacidad analizada, datos de la muestra obtenida a través de KiCad como el periodo de muestreo, tiempo de simulación y el número de muestras tomadas. Además, se calcula la resolución como frecuencia de muestreo entre el número de muestras y al hacer la FFT (Fast Fourier Transformation) de la señal original se obtiene el valor de la frecuencia máxima en ambas señales, permitiendo así calcular la sensibilidad como la diferencia entre ambas frecuencias máximas. Estos datos los podemos ver en detalle en el análisis que se muestra a continuación. Ficheros analizados: 500pF_100n_10m 510pF_100n_10m Capacidad 1 = 500 pF Referencias 34 [13] Churpek, M.; Yuen, T.; Park, S.; Meltzer, D.; Hall, J.; Edelson, D. Derivation of a cardiac arrest predictionmodel using ward vital signs. Crit. Care Med. 2012, 40, 2102–2108. [14] Strauss, R.; Ewig, S.; Richter, K.; Konig, T.; Heller, G.; Bauer, T. The prognostic significance of respiratory ratein patients with pneumonia: A retrospective analysis of data from 705,928 hospitalized patients in Germanyfrom 2010–2012.Deutsches Arzteblatt Int. 2014, 111, 503–508. [15] Spire, Inc. Spire Stone Web Page. Available online: https://www.spire.io (último acceso el 27 noviembre de 2020). [16] MonDevices. MonBaby Web Page. Available online: https://monbaby.com (último acceso el 27 noviembre de 2020). [17] Nizami, S.; Bekele, A.; Hozayen, M.; Greenwood, K.; Harrold, J.; Green, J. Comparing time and frequencydomain estimation of neonatal respiratory rate using pressure-sensitive mats. In Proceedings of the 2017 IEEEInternational Symposium on Medical Measurements and Applications, MeMeA 2017, Rochester, MN, USA,7–10 May 2017; pp. 239–244. [18] Agcayazi, T.; Yokus, M.; Gordon, M.; Ghosh, T.; Bozkurt, A. A stitched textile-based capacitiverespiration sensor. In Proceedings of the IEEE Sensors, Glasgow, UK, 29 October–1 November 2017; pp. 1–3. [19] Sifuentes, E.; Cota-Ruiz, J.; González-Landaeta, R. Respiratory rate detection by a time-basedmeasurement system. Revista Mexicana de Ingenieria Biomedica. 2016, 37, 91–99. [20] Ghasemzadeh, H.; Ostadabbas, S.; Guenterberg, E.; Pantelopoulos, A. Wireless medicalembedded systems: A review of signal-processing techniques for classification. IEEE Sens. J. 2013, 13, 423–437. [21] Jack Moermond. What is a capacitive sensor? https://automation-insights.blog/2017/06/07/what-is- a-capacitive-sensor/ (último acceso el 10 septiembre de 2020) [22] Javier Vela. Trabajo Fin de Grado. Diseño y test de sistemas de acondicionamiento electrónico para sensores basados en magnetoimpedancia. Pamplona. 2001. [23] Federico Miyara. Osciladores Senoidales. Universidad Nacional de Rosario. Departamento de electrónica. Segunda edición. 2004. [24] Lindberg, Erik & Murali, K & Tamasevicius, Arunas. THE COLPITTS OSCILLATOR FAMILY. 2008. [25] David Naranjo-Hernández. Smart Vest for Respiratory Rate Monitoring of COPD Patients Based on Non-Contact Capacitive Sensing. 3 July 2018. [26] Panasonic.Datasheet Chip Inductors. ELJFB271JF. https://industrial.panasonic.com/cdbs/wwwdata/pdf/AGA0000/AGA0000C50.pdf (último acceso el 25 septiembre de 2020) 35 Diseño electrónico de un sensor capacitivo para la medida de frecuencia respiratoria [27] ON Semiconductors.Datasheet MMBT2222A NPN switching transistor. https://www.onsemi.com/pub/Collateral/MMBT2222LT1-D.PDF. September 2008 (último acceso el 25 septiembre de 2020) [28] Texas Instrument. OPAx365 Zero Crossover, Low-Distortion, High CMRR, RRI/O, Single Suplly Operational Amplifier. https://ti.com/lit/ds/symlink/opa365.pdf. June 2006 (último acceso el 26 septiembre de 2020) [29] International Rectifier. IRLML6402TRPBF. https://www.infineon.com/dgdl/irlml6402pbf.pdf April 2014 (último acceso el 20 septiembre de 2020) ANEXO A extrae_datos_simulacion.m clc clear all close all fichero='500pF_100n_10m'; file=sprintf('%s.csv',fichero); fid = fopen(file, 'r'); linea = fscanf(fid,'%s\n'); fclose(fid); N=max(size(linea)); for ii=1:1:N if linea(ii)==',' linea(ii)='.'; elseif linea(ii)==';' linea(ii)=','; end end ii=1; ij=0; dato=''; indice_fila=0; indice_columna=0; num_fases=100; fase_actual=1; num_ii_por_fase=floor(N/num_fases); while ii<=N if ii>=num_ii_por_fase*fase_actual texto=sprintf('Fase %d de %d',fase_actual,num_fases); disp(texto) fase_actual=fase_actual+1; end while (linea(ii)~=',')&&(ii<=N) ij=ij+1; dato=sprintf('%s%c',dato,linea(ii)); ii=ii+1; end num=str2double(dato); if isnan(num) indice_fila=indice_fila+1; indice_columna=0; else indice_columna=indice_columna+1; matriz(indice_fila,indice_columna)=num; end ii=ii+1; ij=0; dato=''; end file_out=sprintf('%s.mat',fichero); save(file_out,'matriz'); ANEXO B calculosensibilidad.m %%Lectura de los datos y visualizacion de las senales clear all close all disp(' ') disp('---------------------------------------------------') disp(' ') opcion_muestreo=2; opcion_capacidad=2; opcion_simulacion=5; incremento_capacidad=10; if opcion_muestreo==1 muestreo_en_ns=10; elseif opcion_muestreo==2 muestreo_en_ns=100; elseif opcion_muestreo==3 muestreo_en_ns=50; end if opcion_capacidad==1 capacidad=100; elseif opcion_capacidad==2 capacidad=500; end if opcion_simulacion==1 tiempo_simulacion='150u'; elseif opcion_simulacion==2 tiempo_simulacion='300u'; elseif opcion_simulacion==3 tiempo_simulacion='500u'; elseif opcion_simulacion==4 tiempo_simulacion='2m'; elseif opcion_simulacion==5 tiempo_simulacion='10m'; end disp('Ficheros analizados:') fichero1=sprintf('%dpF_%dn_%s',capacidad,muestreo_en_ns,tiempo_simulacion); fichero2=sprintf('%dpF_%dn_%s',capacidad+incremento_capacidad,muestreo_en_ns, tiempo_simulacion); disp(fichero1) disp(fichero2) disp(' ') fprintf('Capacidad 1 = %d pF\n',capacidad); fprintf('Capacidad 2 = %d pF\n',capacidad+incremento_capacidad); fprintf('Periodo de muestreo = %d ns\n',muestreo_en_ns); fprintf('Tiempo de simulación = %ss\n',tiempo_simulacion); load(fichero1) signal1=matriz(2,:); fprintf('Número de muestras = %d\n',max(size(signal1))); disp(' ') clear matriz load(fichero2) signal2=matriz(2,:); figure(1) hold on zoom on subplot(2,1,1); plot(signal1); subplot(2,1,2); plot(signal2); Periodo_de_muestreo=muestreo_en_ns*1e-9; %%Calculo de la FFT para la primera señal Cbody1 %%Esto es lo que te dice la guÃ-a de MATLAB Fs1=1/Periodo_de_muestreo; Ts1=1/Fs1; %periodo de muestreo L1=length(signal1); Y1=fft(signal1); P2 = abs(Y1/L1); Lmedio=floor(L1/2); P1 = P2(1:Lmedio+1); P1(2:end-1) = 2*P1(2:end-1); f1 = Fs1*(0:Lmedio)/L1; P1(1)=0; %PARA ELIMINAR LA COMPONENTE DE CONTINUA %Dibujamos la fft1 figure (2) plot(f1,P1) texto=sprintf('FFT a %d pF',capacidad); title(texto) xlabel('f1 (Hz)') ylabel('|P1(f)|') %Calculamos el punto máximo de la fft1 F1 = find(P1 == max(P1)); maximo1 = max(max(P1)); index1=find(P1==maximo1); F1 = f1(index1); Frecuencia_de_muestreo=1/Periodo_de_muestreo; fprintf('Frecuencia de muestreo = %.2f Hz\n',Frecuencia_de_muestreo); Resolution=Frecuencia_de_muestreo/L1; fprintf('Resolución = %.2f Hz\n',Resolution); %%Calculo de la FFT para la primera señal Cbody2 %%Esto es lo que te dice la guÃ-a de MATLAB Fs2=Fs1; %frecuencia de muestreo Ts2=1/Fs2; %periodo de muestreo L2=length(signal2); %Longitud de la señal Y2=fft(signal2); P4 = abs(Y2/L2); Lmedio=floor(L2/2); P3 = P4(1:Lmedio+1); P3(2:end-1) = 2*P3(2:end-1); f2 = Fs2*(0:Lmedio)/L2; P3(1)=0; %PARA ELIMINAR LA COMPONENTE DE CONTINUA %Dibujamos la fft2 figure (3) plot(f2,P3) texto=sprintf('FFT %d pF',capacidad+incremento_capacidad); title(texto) xlabel('f2 (Hz)') ylabel('|P3(f)|') %Calculamos el punto maximo de la fft2 maximo2 = max(max(P3)); index2=find(P3==maximo2); F2 = f2(index2); fprintf('Frecuencia del máximo con %d pF = %.2f Hz\n',capacidad,F1); fprintf('Frecuencia del máximo con %d pF = %.2f Hz\n',capacidad+incremento_capacidad,F2); %la idea es sacar el máximo de cada fft y hacer la fórmula de sensibilidad = (F1-F2); fprintf('Sensibilidad del oscilador = %.2f Hz / 10 pF\n',sensibilidad); disp(' ') disp('---------------------------------------------------') disp(' ') ANEXO C Hoja técnica del módulo de sensor capacitivo Este módulo contiene un circuito de componentes embebidos para la medida de la capacidad mediante un oscilador de Colpitts, en el cual se genera una frecuencia de oscilación que está directamente relacionada con el valor de la capacidad corporal, Cbody. Este módulo es empleado en un chaleco elástico inteligente, el cual contiene el hardware necesario para medir la frecuencia respiratoria. El módulo de sensorización capacitiva trata de tres partes diferenciadas. Por un lado, se encuentra el oscilador, que es el encargado de la medición de la frecuencia de oscilación relacionada con el valor de la capacidad mediante el esquema del oscilador de Colpitts, con el que se genera una señal periódica a la salida y se asegura eficacia y buena sensibilidad del sensor. Por otro lado, el módulo de amplificación contiene al amplificador operacional OPA365, que es el encargado de aislar el módulo de sensor capacitivo de cualquier equipo que conectemos externamente, sin variar las prestaciones del oscilador. Finalmente, la parte del interruptor contiene el mosfet IRLML6402PBF, que es el encargado de habilitar o inhabilitar el funcionamiento del circuito. A continuación, se observa el circuito completo, diferenciando las tres partes mencionadas y los diferentes componentes que contiene. El tamaño del módulo es de 2x2 cm, un tamaño adecuado para su implementación en espacios reducidos. La configuración de los pines y los componentes se pueden ver a continuación, junto a una tabla describiendo la nomenclatura y el valor de cada uno de los componentes.