Estudi comparatiu de diversos system-on-chip per a la mesura d'impedància elèctrica

ESTUDI COMPARATIU DE DIVERSOS SYSTEMON-CHIP PER A LA MESURA D’IMPEDÀNCIA ELÈCTRICA Treball de Fi de Grau enviat a Escola Tècnica Superior d'Enginyeria de Telecomunicació de Barcelona Universitat Politècnica de Catalunya per PAU SENDRA BERTA En compliment parcial dels requeriments per obtenir el títol de grau en ENGINYERIA DE TECNOLOGIES I SERVEIS DE LA TELECOMUNICACIÓ Supervisor: Ramon Bragós Bardia Barcelona, Juny 2020 ABSTRACT In this document, a description of the foundations of bioimpedance and its applications is given. A study of several bioimpedance measurement systems-on-chip is carried out to contrast their properties and characteristics and the results they offer. In the process, the AFE4300 device from Texas Instruments, AD5933 from Analog Devices, MAX30002 from Maxim Integrated and AD5940 also from Analog Devices have been analyzed. Subsequently, a system is designed to make low-cost impedance measurements based on the AD5940 chip from Analog Devices. This element injects a current at a certain frequency over an unknown impedance and measures the voltage generated at the output through demodulation techniques. The chip is part of an evaluation board that contains the peripherals to make the connections and measurements easily, the board is called EVAL-AD5940BIOZ. The program code for the measurements was developed using MathWorks software, MATLAB, and is connected via the SPI bus to an Arduino UNO board, which is connected to the EVALAD5940BIOZ board, which is designed to work together. Finally, the results obtained by the final system and its performance when making impedance measurements are shown. These results show a great linearity and precision taking into account the results obtained in comparison with the real measured values. As a next step, the design of an alternative board to the EVAL-AD5940BIOZ using a PCB is proposed and the scheme designed to implement it is shown. RESUMEN En este documento se muestra una descripción de los cimientos de la bioimpedància y sus aplicaciones. Se realiza un estudio de varios dispositivos de medida de bioimpedancia para contrastar sus propiedades y características y los resultados que ofrecen. En el proceso se han analizado los dispositivos AFE4300 de Texas Instruments, AD5933 de Analog Devices, MAX30002 de Maxim Integrated y AD5940 también de Analog Devices. Posteriormente, se diseña un sistema para realizar medidas de impedancia de bajo coste que se basa en el chip AD5940 de Analog Devices. Este elemento inyecta una corriente a una frecuencia determinada sobre una impedancia desconocida y mide la tensión generada en la salida a través de técnicas de desmodulación. El chip forma parte de una placa de evaluación que contiene los periféricos para realizar las conexiones y las medidas de forma sencilla, la placa se denomina EVAL-AD5940BIOZ. El código del programa para realizar las medidas se ha desarrollado utilizando el software de MathWorks, MATLAB, y se conecta a través del bus SPI a una placa Arduino UNO que, por su parte, está conectada a la placa EVAL-AD5940BIOZ que ya está pensada para que trabajen conjuntamente. Finalmente, se demuestran los resultados obtenidos por el sistema final y sus prestaciones a la hora de realizar medidas de impedancia. Estos resultados muestran una gran linealidad y precisión teniendo en cuenta los resultados obtenidos en comparación con los valores reales mesurados. Como next step se propone el diseño de una placa alternativa a la EVAL-AD5940BIOZ utilizando una PCB y se muestra el esquema diseñado para implementarla. RESUM En aquest document es mostra una descripció dels els fonaments de la bioimpedància i les seves aplicacions. Es realitza un estudi de diversos dispositius de mesura de bioimpedància per a contrastar les seves propietats i característiques i els resultats que ofereixen. En el procés s’han analitzat els dispositius AFE4300 de Texas Instruments, AD5933 d’Analog Devices, MAX30002 de Maxim Integrated i AD5940 també d’Analog Devices. Posteriorment, es dissenya un sistema per a realitzar mesures d’impedància de baix cost que es basa en el xip AD5940 d’Analog Devices. Aquest element injecta un corrent a una freqüència determinada sobre una impedància desconeguda i mesura la tensió generada a la sortida a través de tècniques de desmodulació. El xip forma part d’una placa d’avaluació que conté els perifèrics per a realitzar les connexions i les mesures de forma senzilla, la placa s’anomena EVALAD5940BIOZ. El codi del programa per a realitzar les mesures s’ha desenvolupat utilitzant el software de MathWorks, MATLAB, i es connecta a través del bus SPI a una placa Arduino UNO que, per la seva banda, està connectada a la placa EVAL-AD5940BIOZ que ja està pensada perquè treballin conjuntament. Finalment, es demostren els resultats obtinguts pel sistema final i les seves prestacions a l’hora de realitzar mesures d’impedància. Aquests resultats mostren una gran linealitat i precisió tenint en compte els resultats obtinguts en comparació amb els valors reals mesurats. Com a next step es proposa el disseny d’una placa alternativa a l’EVAL-AD5940BIOZ utilitzant una PCB i es mostra l’esquema dissenyat per a implementar-la. AGRAÏMENTS En aquestes línies voldria dedicar unes paraules d’agraïment a totes les persones que m’han donat suport durant aquests anys de grau, en especial a la meva família més propera. A la meva mare i al meu pare que m’ho han donat tot perquè no em faltés mai res i sense ells no hauria estat possible haver arribat fins aquí. A la meva parella, Sara, que m’ha acompanyat durant tot aquest temps i m’ha ajudat sempre a seguir endavant tot i les dificultats, moltes gràcies per aguantar-me i fer de mi que sóc avui en dia. No podia acabar aquest treball sense agrair al meu tutor, Ramon Bragós Bardia, l’oportunitat de participar en aquest projecte. Gràcies per aportar sempre els millors consells i per alleugerir el camí davant les dificultats i la incertesa viscuda durant aquest temps. No només he après molt, sinó que m’emporto un grapat d’experiències i bons consells per sempre. M’agradaria acabar amb una cita que em va fer reflexionar en un moment crític d’aquest projecte i que en moments com els que hem viscut d’incertesa, noves normes i evolució defineix de manera molt encertada la mentalitat que hem de tenir davant de les dificultats: “If I can't make it through one door, I'll go through another door - or I'll make a door.” Rabindranath Tagore HISTORIAL DE REVISIÓ I REGISTRE D’APROVACIÓ Revisió Data Objectiu 0 24/03/2020 Creació del document 1 01/06/2020 Revisió del document 2 15/06/2020 Revisió del document 3 26/06/2020 Revisió del document LLISTA DE DISTRIBUCIÓ DE DOCUMENTS Nom e-mail Pau Sendra Berta [email protected]om Ramon Bragós Bardia ramon.brag[email protected] Escrit per: Revisat i aprovat per: Data 24/03/2020 Data 26/06/2020 Nom Pau Sendra Berta Nom Ramon Bragós Bardia Posició Autor del projecte Posició Supervisor del projecte SUMARI LLISTA D’ABREVIATURES I SÍMBOLS ............................................................................................ 11 INTRODUCCIÓ ............................................................................................................................. 13 1. BIOIMPEDÀNCIA ELÉCTRICA ................................................................................................ 16 1.1. FONAMENTS DE LES TÈCNIQUES DE MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA ........................... 16 1.2. PRINCIPIS I PROPIETATS BIOELÈCTRIQUES DEL COS HUMÀ ........................................ 18 1.3. MÉTODES DE MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA ............................................................... 23 1.3.1. ANÀLISI DE BIOIMPEDÀNCIA DE FREQÜÈNCIA ÚNICA (SF-BIA) .......................... 23 1.3.2. ANÀLISI DE BIOIMPEDÀNCIA DE FREQÜÈNCIA MÚLTIPLE (MF-BIA) ................... 23 1.3.3. ESPECTROSCÓPIA DE BIOIMPEDÀNCIA (BIS) ....................................................... 23 1.3.4. MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA DE COS SENCER ................................................... 23 1.3.5. MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA DE SEGMENT CORPORAL .................................... 24 1.3.6. MÉTODE ALTERNATIU D’ANÀLISI D’IMPEDÀNCIA ............................................... 24 1.4. ASPECTES METODOLÒGICS SOBRE LA BIOIMPEDÀNCIA ELÈCTRICA .......................... 24 1.4.1. PROTOCOLS DE MESURA I DE POSTURA ............................................................. 25 1.4.2. FORMA DE L’ELÈCTRODE I ERROR DE MESURA .................................................. 26 1.5. APLICACIONS DE L’ANÀLISI DE BIOIMPEDÀNCIA ........................................................ 26 1.6. CONCLUSIONS ............................................................................................................. 26 2. ESTUDI COMPARATIU DELS CONVERTIDORS D’IMPEDÀNCIA ............................................. 28 2.1. CONVERTIDORS D’IMPEDÀNCIA ................................................................................. 28 2.1.1. AFE4300 ............................................................................................................... 28 2.1.2. AD5933 ................................................................................................................ 29 2.1.3. MAX30002 ........................................................................................................... 30 2.1.4. AD5940 ................................................................................................................ 31 2.2. COMPARATIVA DE COMPONENTS .............................................................................. 33 2.2.1. ANÀLISI DELS RESULTATS DE L’ESTUDI COMPARATIU DELS COMPONENTS ....... 35 2.3. MESURES EXPERIMENTALS ......................................................................................... 35 2.3.1. ESTRUCTURA DE LES MESURES EXPERIMENTALS ............................................... 36 2.3.2. MESURES DE QUALITAT ...................................................................................... 38 2.3.3. MESURES DE SOROLL .......................................................................................... 43 2.3.4. ANÀLISI DELS RESULTATS DE LES MESURES EXPERMIENTALS ............................ 45 3. EL DISPOSITIU AD5940 D’ANALOG DEVICES ....................................................................... 49 3.1. MESURES DE BIOIMPEDÀNCIA AMB L’AD5940 ........................................................... 50 3.1.1. MESURES DE BIA AMB 2 FILS .............................................................................. 52 3.1.2. MESURES DE BIA AMB 4 FILS .............................................................................. 53 3.2. INTERFÍCIE SERIE I CONFIGURACIÓ DE L’AD5940 ....................................................... 56 4. DISSENY DEL MESURADOR DE BIOIMPEDÀNCIA ................................................................. 58 4.1. EL SISTEMA MATLAB ................................................................................................... 59 4.2. CONTROL DE L’AD5940 MITJANÇANT EL BUS SPI ....................................................... 59 4.3. CONNEXIONS PRELIMINARS ........................................................................................ 62 4.4. DISSENY I POSADA EN FUNCIONAMENT DEL DISPOSITIU FINAL ................................ 63 4.5. COST DEL SISTEMA FINAL ............................................................................................ 64 5. FUNCIONAMENT I MESURES EXPERIMENTALS ................................................................... 66 CONCLUSIONS I TREBALL FUTUR ................................................................................................ 69 CONCLUSIONS ......................................................................................................................... 69 TREBALL FUTUR ....................................................................................................................... 70 BIBLIOGRAFIA .............................................................................................................................. 71 ANNEXOS ..................................................................................................................................... 73 ANNEX A .................................................................................................................................. 73 ANNEX B .................................................................................................................................. 74 ANNEX C .................................................................................................................................. 75 ANNEX E .................................................................................................................................. 81 15 El principal inconvenient en la realització del projecte ha estat l’expansió de la pandèmia mundial produïda per la COVID-19. Aquest virus va arribar a l’estat espanyol a principis del mes de març i es va anar expandint ràpidament fins que el dia 16 de març el govern va decidir declarar l’estat d’alarma i el confinament de la població espanyola. Aquest fet va generar una situació de bloqueig i de molta incertesa que ha perdurat fins a mitjans del mes de juny. Aquesta situació va provocar que des del dia 16 de març es va restringir l’accés als laboratoris de l’escola (ETSETB) on s’estava desenvolupant gran part del projecte. Això va comportar l’aturada del desenvolupament del projecte durant aproximadament un mes i mig en el qual únicament es va poder avançar en l’estudi dels components i en l’anàlisi teòric sobre la bioimpedància. Aquesta situació es va encaminar de nou després de mantenir diverses converses amb el supervisor del treball, en Ramon Bragós, i adaptar el projecte a les tasques que es podien realitzar des de casa. D’aquesta manera es va modificar el bloc de la realització de mesures comparatives entre dispositius perquè no vam tenir disponible la placa d’Analog Devices fins a principis del mes de maig. Finalment, s’exposa una breu descripció de l’estructura del document. A la primera secció es realitza una síntesi teòrica al voltant de la bioimpedància, la seva base matemàtica i les seves aplicacions principals. A la segona secció es mostra una anàlisi comparativa entre un conjunt de dispositius de mesura de bioimpedància disponibles al mercat i es realitzen mesures experimentals per a comparar els resultats obtinguts. A la tercera secció es descriu detalladament el dispositiu AD5940, la seva estructura i el seu funcionament intern. A continuació, a la quarta secció, s’exposa el disseny realitzat a partir del dispositiu anterior per a implementar un mesurador d’impedància utilitzant, també, una placa Arduino i el programari de MATLAB. Finalment, a la secció cinc es mostra el funcionament del sistema dissenyat i els resultats obtinguts. Aquest document excedeix l’extensió recomanada. En bona part perquè s'ha fet un capítol d'introducció a la bioimpedància i les seves aplicacions una mica llarg. Ja que al final no s'ha pogut fer mesures en humans, la seva lectura és opcional i el contingut tècnic del projecte es pot entendre deixant aquest capítol 1 a banda. 16 1. BIOIMPEDÀNCIA ELÉCTRICA L'anàlisi de bioimpedància és un mètode no invasiu, de baix cost i d'ús comú per a les mesures de la composició corporal i l'avaluació de la condició clínica. S'apliquen diversos mètodes per a la interpretació de les dades de bioimpedància mesurades, i aquestes dades tenen una àmplia gamma d'usos en l'estimació de la composició corporal i l'avaluació de l'estat clínic. Existeix un ampli espectre d'utilització de la bioimpedància en els centres d'atenció de la salut, com el pronòstic de malalties i la vigilància de l'estat vital del cos. Per tant, el fet que tingui un camp d’interès tan ampli, justifica una revisió dels aspectes més fonamentals i les aplicacions sanitàries de l'anàlisi de bioimpedància. Els estudis de bioimpedància elèctrica (BIA) es basen en l’estreta relació existent entre les propietats elèctriques del cos humà, la composició corporal dels diferents teixits i el contingut total d’aigua al cos. La impedància és una propietat elèctrica passiva que correspon a l’oposició que presenta un element al flux de corrent elèctric. S’anomena bioimpedància elèctrica quan es refereix a matèria orgànica. La BIA ha guanyat popularitat en l’avaluació i monitoratge de pacients, ja que permet mesurar els paràmetres bioelèctrics en sistemes biològics, com, per exemple: l’aigua corporal total (ACT), els seus compartiments (aigua intracel·lular (AIC), extracel·lular (AEC) i del tercer espai 1 ) i la composició corporal (massa lliure de grassa (MLG), massa grassa (MG), índex de massa corporal (IMC) i metabolisme basal (MB), entre altres). En medicina s’ha utilitzat per a monitoratge dels aparells respiratori (freqüència i arrítmies respiratòries, aigua extravascular pulmonar), cardiovascular (despesa cardíaca) i del sistema nerviós central (circulació cerebral, processos isquèmics 2 ). El principi físic de la BIA consisteix en l’oposició que ofereix un teixit biològic, generalment les cèl·lules, al pas del corrent elèctric altern. Els paràmetres bioelèctrics que s’estimen són: la resistència elèctrica (R), la reactància inductiva (XL) i la reactància capacitiva (XC). Aquestes mètriques depenen del contingut en aigua i la conducció iònica de l’organisme. Es defineix com a resistència (R) l’oposició del teixit al pas del corrent i la reactància (XC) està causada pel comportament com a condensador de la membrana cel·lular i depèn, al seu torn, de la freqüència. Llavors podem descriure la reactància com el component dielèctric.[1] [2] 1.1. FONAMENTS DE LES TÈCNIQUES DE MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA La impedància d’un element a una certa freqüència es defineix com la relació entre la tensió d’entrada i el corrent d’entrada per a aquesta freqüència. Així doncs, ha de quedar clar que per un element lineal existiran dues relacions entre la tensió i el corrent: una relació d’amplituds (o mòduls o magnituds) i una relació de fases (retard entre el corrent i la tensió). Els senyals de corrent altern es solen representar com nombres complexes. Aquest tipus especial de nombres contenen informació del mòdul i la fase. A continuació es mostren algunes figures i 1 Espai que es troba entre les cèl·lules, per a distingir-lo de l'intracel·lular, que està dins de les cèl·lules i de l'espai intravascular que correspon a l'interior dels vasos sanguinis i limfàtics. 2 Estrès cel·lular causat per qualsevol disminució transitòria o permanent del flux sanguini en el capil·lar. 17 equacions que intenten explicar aquest concepte. Un número complex es representa mitjançant la forma c = a + j·b, la part real del nombre c és Re{c}=a i la part imaginària Im{c}=b. Fig. 1 Representació gràfica d'un nombre complex al pla complex. En l’electrònica, s’utilitza la lletra j per representar la part imaginària en lloc de la lletra i per evitar confusions amb el símbol del corrent. Per una freqüència donada, si V i I són nombres complexes que representen la tensió i el corrent d’entrada (magnitud i fase), la impedància, Z, és un nombre complex de magnitud igual a la relació de magnituds i fase igual a la diferència de fases. 𝑍=𝑉𝐼 {|𝑍|=|𝑉| |𝐼| ∠ 𝑍=∠ 𝑉− ∠ 𝐼 (1) La part real de la impedància s’anomena resistència mentre que la part imaginària s’anomena reactància. La part resistiva causa la pèrdua de potència (la impedància d’una resistència és purament resistiva, sense terme de reactància, Z=Re{Z}) mentre que la reactància causa el retard entre la tensió i el corrent (la impedància d’un condensador és purament reactiva, Z=Im{Z}). Encara que no sigui estrictament exacte, el concepte d’impedància també s’aplica quan s’injecten o mesuren tensions i corrents en diferents punts. En aquests casos seria més convenient utilitzar el terme transimpedància. Una resistència obeeix la llei d’Ohm per definició. Per tant, l’única relació entre la tensió i la corrent pot ser una relació de magnituds (equació 2). La mateixa expressió és vàlida per qualsevol combinació de resistències que pugui agrupar-se com una única resistència equivalent. 𝑍=𝑅𝑒{𝑍}=𝑅=𝑉𝐼 (2) Per una capacitància, el corrent és proporcional al temps derivat de la tensió. Això significa que la llei d’Ohm com l’expressem anteriorment ja no és vàlida. Llavors, la impedància d’una capacitància és 𝑍=−𝑗· 1 2·𝜋·𝑓·𝐶 (3) Així, la impedància depèn de la freqüència (f) i és purament reactiva (angle de fase = -90°). 18 A vegades, es diu que una capacitància es comporta com una resistència de valor 1/2πfC: un circuit obert (sense conductància) per a freqüències baixes i un curtcircuit per a freqüències altes. O el que és el mateix: en una capacitància, els corrents d’alta freqüència son lliures de fluir i els corrents de baixa freqüència són bloquejats.[2] 1.2. PRINCIPIS I PROPIETATS BIOELÈCTRIQUES DEL COS HUMÀ Les propietats elèctriques dels teixits biològics es classifiquen actualment en funció de la font de l'electricitat, és a dir, de la resposta activa i passiva. La resposta activa (bioelectricitat) es produeix quan el teixit biològic provoca corrents elèctrics o diferències de potencial a partir d'activitats iòniques a l'interior de les cèl·lules, com en els senyals d'electrocardiograma (ECG) del cor i els senyals d'electroencefalograma (EEG) del cervell. La resposta passiva es produeix quan els teixits biològics s’estimulen a través d'una font de corrent elèctric extern. La resistència en el cos humà no és la mateixa que la dels conductors no biològics, ja que els portadors de càrrega en aquest cas, són ions. La reactància és causada per la resistència oferta per les membranes cel·lulars gràcies a la polarització dels teixits de sosteniment i els teixits noiònics que retarden el pas del corrent. Els fluxos elèctrics de corrent travessen de forma diferent tant els líquids extracel·lulars, com els intracel·lulars, i són dependents de la freqüència del corrent. A freqüències baixes aquest corrent flueix per l’aigua extracel·lular (AEC) amb una reactància molt baixa. A freqüències altes, el corrent penetra als teixits corporals també amb una reactància mínima (Fig. 2). Fig. 2 Connexions en paral·lel dels sistemes de resistència i reactància en el cos humà. Una característica molt important que ens permet conèixer diferents propietats elèctriques dels teixits que es veuen afectats per diferents factors com malalties, l’estat nutricional o l’estat d’hidratació és la relació entre la resistència i la capacitància. L’angle de fase és una mesura d’aquesta relació i està representat per l’arc tangent del quocient entre Xc i R, representant la diferència de fase entre la tensió i el corrent. Segons diversos estudis, s’ha demostrat que valors elevats de Xc i d’angle de fase, representen membranes cel·lulars en bon estat. Això implica que aquests paràmetres contenen informació relacionada amb el comportament capacitiu i la resistència que ofereixen les solucions intracel·lulars i extracel·lulars dels teixits. 19 La llei d’Ohm i els equivalents en paral·lel i sèrie poden aplicar-se a qualsevol circuit lineal utilitzant els valors del complex de la impedància. Per exemple, la següent figura mostra un circuit senzill format per una resistència i una capacitància en sèrie i com calcular la impedància d’aquest circuit: Fig. 3 Esquema d'un circuit RC simple. 𝑍=𝑅+ −𝑗 2𝜋𝑓𝐶 { 𝑅𝑒{𝑍}=𝑅 𝐼𝑚{𝑍}= −1 2𝜋𝑓𝐶 (4) |𝑍|=√𝑅2+1 (2𝜋𝑓𝐶)2 (5) ∠ 𝑍=𝑎𝑟𝑐𝑡𝑎𝑛(−1 2𝜋𝑓𝐶) 𝑅 (6) Pel cas de tenir una R= 1 kΩ i C = 100 nF s’obtenen les següents gràfiques: Fig. 4 Diagrama de Bode de la impedància d'un circuit RC simple. A la gràfica de l’esquerra es mostra la magnitud de la impedància per a cada freqüència. Els dos eixos s’expressen en logaritme base 10. A la gràfica de la dreta es mostra el valor de la fase per a cada freqüència, en aquest cas, només la freqüència s’expressa en forma de logaritme. 20 Si entrem més en detall en com s’estructura el cos humà, i més concretament, una cèl·lula podem obtenir un model elèctric que ens permeti modelar aquest comportament matemàticament (Fig. 5). Les cèl·lules es troben immerses en una solució electrolítica 3 que és conductora elèctrica, igual que el seu interior que també està format per un medi aquós limitat per una membrana. En aquest cas, la membrana es comporta com un element dielèctric i s’oposa a la circulació del corrent a baixa freqüència. Per a simplificar encara més el model, aplicarem que la conductància de la membrana cel·lular és molt baixa i per tant podrem negligir la resistència de la membrana. A partir del model obtingut, per a realitzar mesures només cal mesurar la diferència de tensió generada quan injectem un corrent a una freqüència coneguda. Una vegada hem mesurat la tensió i coneixent el corrent podem aplicar la Llei d’Ohm i obtenir directament la impedància del sistema: 𝑍(𝑡,𝑓)=𝑉(𝑡,𝑓) 𝐼(𝑡,𝑓) (7) Si analitzem el comportament d’aquest sistema en condicions ideals (sense tenir en compte corrents induïts, sorolls o altres elements dependents de les condicions en què es realitzen les mesures) arribem a la conclusió que a altes freqüències el corrent circula per ambdues branques del circuit de la Fig. 5 fins a arribar al punt en què la capacitat de la membrana és negligible i, per tant, la impedància mesurada esdevé constant i de valor RE//RI. En el cas contrari, a baixes freqüències, la capacitat de la membrana bloqueja el pas del corrent i la impedància mesurada torna a ser constant i de valor RE. Si analitzem gràficament el circuit del model obtingut, assignant com a valors RE = 1 kΩ, RI = kΩ i C = 100 nF, s’obtenen els gràfics de la Fig. 6. 3 Solucions en què el solut es troba dissolt en el solvent formant ions, és a dir, es dissocien, i per aquesta dissociació tenen la capacitat de conduir electricitat. Fig. 5 Model elèctric d'una cèl·lula 21 Fig. 6 Diagrama de Bode de la impedància del model elèctric d'impedància en un cos humà. És possible descriure intuïtivament el comportament freqüencial del model a partir del diagrama de Bode obtingut. A baixes freqüències el corrent és bloquejat per la capacitància i el corrent només és capaç de fluir a través de RE. Per tant, la impedància és imposada per RE i això significa que el mòdul és | RE| = 1 kΩ i la fase és ∠ RE = 0°. A altes freqüències la capacitància es comporta com un curtcircuit i la impedància és RE en paral·lel amb RI (el valor de la impedància resultant és de 500 Ω). En aquest cas es dirà que existeix una sola dispersió, és a dir, es detecta una sola transició d’un valor d’impedància constant (|Z| a baixes freqüències) a un altre valor constant (|Z| a altes freqüències). En general, el nombre de dispersions (o transicions) observables dependrà del nombre de branques del circuit RC, sempre que els seus valors siguin diferents de les altres branques (diferents regions de freqüència). És important tenir en compte les situacions en les quals es pot aplicar aquest model. Les simplificacions i expressions obtingudes seran vàlides per a cèl·lules que es troben suspeses en un medi aquós, com per exemple els teixits tous 4 , i en els casos en què el corrent injectat és de baixa freqüència. Per altra banda, cal ser conscients que realment l’estructura dels materials biològics és molt més complexa del què s’ha explicat anteriorment i el comportament freqüencial de la seva impedància depèn de moltes altres causes. La diversitat dels materials biològics és molt amplia. Pot haver-hi des de suspensions de cèl·lules simples fins a organismes superiors, passant per les agrupacions de cèl·lules, més o menys homogènies que formen els teixits. Cada element biològic té un espectre d’impedància molt diferent de la resta. L’estimació de la composició corporal mitjançant mesures de bioimpedància es basa en la determinació del volum corporal (Vc) a través dels mitjans bàsics de mesura de resistència. La resistència d’un objecte està determinada per la forma, que es descriu com a longitud (L) i l’àrea de superfície (A), i el tipus de material, que es descriu per la resistivitat (ρ) (equació 8). Substituint l’àrea de superfície per la seva relació amb el volum i la longitud podem obtenir una expressió pel volum corporal (equació 9). 𝑅=ρ·𝐿𝐴 (8) 𝑉𝐶=ρ·𝐿2 𝑅 (9) 4 Teixits que connecten, donen suport, o envolten altres estructures i òrgans del cos, no essent os. 22 La resistència és proporcional a la longitud del cos (generalment considerem la seva longitud o altura) i inversament proporcional a l’àrea de secció (generalment les mesures que representen els perímetres del tronc i les extremitats). Per això, un cos llarg tindrà una gran resistència en relació amb un cos més curt, i un cos amb una àrea de secció petita tindrà una resistència menor. Els dispositius d’impedància elèctrica introdueixen al cos un corrent altern d’amperatge molt baix (imperceptible pel cos humà), que discorre pel cos, actuant l’aigua com a element conductor i la resistència que ofereix el flux al pas d’aquest corrent és mesurada per l’impedanciòmetre. El cos humà com a volum està compost principalment per massa grassa (MG) que es considera com a no conductora de càrrega elèctrica i és igual a la diferència entre el pes corporal i la massa lliure de grassa, i la massa lliure de grassa (MLG) que es considera el volum conductor que ajuda al pas del corrent elèctric gràcies a la conductivitat dels electròlits 5 dissolts a l’aigua corporal. Els estudis mostren que l’aigua, coneguda com a aigua corporal total, és el principal compost de la MLG i és igual al 73,2% en individus amb una hidratació normal. En les mesures de bioimpedància el cos humà es divideix en cinc segments no homogenis, dos per les extremitats superiors, dos per les extremitats inferiors i un pel tronc. La majoria dels mètodes de predicció coneguts es basen en la relació entre el volum d’aigua i la relació obtinguda a l’equació 9, però, l’alternança en les característiques anatòmiques i antropomètriques de tot el cos i els segments causen variacions en l’estimació. La mesura de la bioimpedància es pot obtenir realitzant mesures de tot el cos o per segments, utilitzant una freqüència única, freqüències múltiples o anàlisis d’espectroscòpia de bioimpedància. A més a més de diversos mètodes d’avaluació alternatius, com l’anàlisi de vectors de bioimpedància i l’anàlisi de bioimpedància en temps real. Aquests mètodes s’expliquen amb més detall a la següent secció.[3] [4] [5] [6] 5 Minerals en el cos que tenen una càrrega elèctrica. Estan en la sang, l'orina, els teixits i altres fluids corporals. Fig. 7 El cos humà com a circuit de resistències i condensadors dividit per segments. 23 1.3. MÉTODES DE MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA 1.3.1. ANÀLISI DE BIOIMPEDÀNCIA DE FREQÜÈNCIA ÚNICA (SF-BIA) L’anàlisi de la informació de BIA obtinguda a un corrent elèctric de 50 kHz es coneix com a anàlisi de bioimpedància de freqüència única. SF-BIA és el més utilitzat i un dels primers mètodes proposats per l’estimació de comportaments corporals. Es basa en la proporció inversa entre la impedància avaluada i els nivells d’aigua corporal total que representen la ruta conductiva del corrent elèctric. Aquest mètode prediu el volum d’aigua corporal total que es compon de percentatges que fluctuen de líquid extracel·lular (AEC), que són gairebé del 75% de l’aigua corporal. Aquesta tècnica no és vàlida per a individus amb anomalies en la hidratació. 1.3.2. ANÀLISI DE BIOIMPEDÀNCIA DE FREQÜÈNCIA MÚLTIPLE (MF-BIA) Consisteix en una anàlisi de BIA obtinguda a més de dues freqüències. Aquest mètode es basa en el fet que molts dels paràmetres analitzats per la BIA es poden avaluar exposant-los a corrents elèctrics de baixa o alta freqüència. En general, aquest mètode permet predir el volum d’aigua extracel·lular (AEC) de manera més precisa que el SF-BIA. Diversos estudis realitzats durant els últims anys han portat a debat quin és el rang de freqüències que s’ha d’utilitzar per a realitzar un MF-BIA i no s’ha arribat a cap acord, tot i que s’estima que els valors freqüencials poden variar entre 5 i 1000 kHz. 1.3.3. ESPECTROSCÓPIA DE BIOIMPEDÀNCIA (BIS) Es coneix com a BIS l’anàlisi de les dades de bioimpedància obtingudes utilitzant una àmplia banda de freqüències. Aquesta tècnica es basa en la determinació de la resistència a freqüència zero (R0) i a freqüència infinita (Rinfinita) que a posteriori s’utilitza per predir els nivells d’aigua total corporal i d’aigua extracel·lular, respectivament. Cal tenir en compte que és complicat mesurar directament aquests paràmetres per culpa dels fenòmens de relaxació 6 del teixit viu 7 . 1.3.4. MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA DE COS SENCER La mesura de bioimpedància de cos sencer és el mètode més utilitzat per estimar el comportament de tot el cos. Molts dels dispositius de mesures de cos sencer apliquen tres enfocaments per a realitzar les mesures: mètode de mà a peu, mètode de peu a peu i mètode de mà a mà. El primer és el mètode més utilitzat, ja que disminueix la impedància de contacte entre la pell i els elèctrodes, es realitza en un individu en posició de decúbit supí durant 15 minuts, col·locant elèctrodes amb un gel per minimitzar la impedància de separació en les superfícies dorsals de les mans i els peus. 6 Moment en què la contracció dóna fi, és a dir, resultat de la fi de l'impuls nerviós en la placa neuromuscular. 7 Materials biològics naturals constituïts per un conjunt complex i organitzat de cèl·lules distribuïdes regularment amb un comportament fisiològic coordinat i un origen embrionari comú. 24 1.3.5. MESURA DE BIOIMPEDÀNCIA DE SEGMENT CORPORAL Les mesures de bioimpedància segmentaria, ofereixen una millor estimació de la massa del múscul esquelètic 8 que l’anàlisi de bioimpedància de cos sencer. Aquesta tècnica detecta la fluctuació de l’aigua extracel·lular per diferències en la postura. Els estudis han informat que el mètode d’anàlisi de bioimpedància segmentaria mostra algunes limitacions en l’estimació de l’AEC, amb un poder d’estimació no significativament diferent del mètode de bioimpedància de cos sencer. 1.3.6. MÉTODE ALTERNATIU D’ANÀLISI D’IMPEDÀNCIA L’anàlisi de bioimpedància, com a mètode independent per avaluar l’estat de salut humana a partir de mesures de bioimpedància absoluta, ha desencadenat una nova ruta d’anàlisi i interpretació de les dades. El mètode d’anàlisi de vectors de bioimpedància (BIVA) és una nova manera d’entendre aquest camp, establert recentment per Piccoli, per estimar l’estat d’hidratació utilitzant dades de resistència i reactància indexades en altura a partir de mesures de bioimpedància. Un altre mètode alternatiu per l’anàlisi de BIA és el processament en temps reals de les dades de bioimpedància que actualment es presenta com una característica clau per les aplicacions de monitoratge de la salut corporal. Per exemple, una anàlisi logarítmica realitzada entre 0,01 i 10 Hz amb cinc freqüències necessita 276 segons per realitzar-se, incloent-hi el temps de càlcul, i aquest és un valor molt reduït en comparació amb el temps necessari en les altres tècniques.[4] 1.4. ASPECTES METODOLÒGICS SOBRE LA BIOIMPEDÀNCIA ELÈCTRICA Des de la dècada de 1990 han proliferat una gran quantitat de sistemes de BIA de diferents fabricants, amb gran difusió, i el 1994 el National Institute of Health Technology dels Estats Units va realitzar una reunió clau per valorar la realitat de la BIA al voltant d’aspectes importants, com la seguretat, l’estandardització, la mesura de paràmetres bioelèctrics, la validesa i les seves limitacions. Aquests fan referència a aspectes com els següents:[6] ▪ Seguretat. En referència a la seguretat, actualment, no es coneixen afectes adversos, tot i que s’ha de tenir en compte que podrien afectar a l’activitat elèctrica de marcapassos i desfibril·ladors, pel qual en aquestes circumstàncies es desaconsella el seu ús, o bé, s’hauria de realitzar amb un control electrocardiogràfic. ▪ Estandardització. Si la realització d’una BIA es realitza fora de les normes d’estandardització acceptades, pot haver-hi estimacions errònies. Són molt ben conegudes les condicions que poden afectar a la precisió de les mesures, com per exemple: la posició corporal, la hidratació, el recent consum de menjar o begudes, la temperatura ambiental i de la pell, l’activitat física recent, entre d’altres. ▪ Propietats bioelèctriques. No es coneix exactament per on circula el corrent elèctric a través de l’aigua extracel·lular o intracel·lular. Això varia segons la composició de cada individu, la seva mida, la composició dels seus electròlits, etc. Aquestes circumstàncies 8 És una forma de teixit muscular estriat, que està sota el control voluntari del sistema nerviós somàtic. 31 comuns i té la flexibilitat de realitzar mesures amb 2 o 4 elèctrodes. També té detecció de derivació de corrent altern. Les principals aplicacions d’aquest dispositiu són: detecció del ritme cardíac basat en la impedància, monitors de respiració i hidratació i el monitoratge de pacients interns i externs.[12] Fig. 11 Diagrama de blocs funcional del MAX30002. 2.1.4. AD5940 Els AD5940 i AD5941 són frontals analògics (AFE) d'alta precisió i baixa potència dissenyats per a aplicacions portàtils que requereixen tècniques de mesures d'alta precisió basades en l'electroquímica, com les mesures amperomètriques, voltamperomètriques o d'impedància. L'AD5940/AD5941 està dissenyat per a realitzar mesures de la impedància de la pell i la impedància del cos, i funciona amb l’AFE AD8233 en un sistema complet de mesura bioelèctrica o biopotencial. L'AD5940/AD5941 també està dissenyat per a la detecció de gasos tòxics electroquímics. L'AD5940/AD5941 consta de dos llaços d'excitació d'alta precisió i un canal de mesura comú, la qual cosa permet una àmplia capacitat de mesura del sensor sota prova. El primer bucle d'excitació consisteix en un convertidor digital-analògic (DAC) de cadena de doble sortida i ultra baix consum d'energia, i un potenciòstat de baixa potència i baix soroll. Una de les sortides del DAC controla l'entrada no inversora del potenciòstat, i l'altra sortida controla l'entrada no inversora de l'amplificador de transimpedància (TIA). Aquest bucle d'excitació de baixa potència és capaç de generar senyals de cc a 200 Hz. El segon bucle d'excitació consisteix en un DAC de 12 bits, denominat DAC d'alta velocitat. Aquest DAC és capaç de generar senyals d'excitació d'alta freqüència fins a 200 kHz. El canal de mesura de l’AD5940/AD5941 compta amb un convertidor analògic-digital (ADC) de registre d'aproximació successiva (SAR) multicanal de 16 bits i 800 kSPS amb buffers d'entrada, 32 un filtre antialiàsing 16 incorporat i un amplificador de guany programable (PGA). Un multiplexor d'entrada (MUX) davant de l’ADC permet a l'usuari seleccionar un canal d'entrada per a les mesures. Aquests canals d'entrada inclouen múltiples entrades de corrent externes, entrades de voltatge externes i canals interns. Els canals interns permeten realitzar mesures de diagnòstic dels voltatges de subministrament intern, la temperatura del monyó i els voltatges de referència. Les entrades de corrent inclouen dos TIA amb resistències programables de guany i càrrega per a mesurar diferents tipus de sensors. El primer TIA, conegut com el TIA de baixa potència, mesura senyals de baixa amplada de banda. El segon TIA, conegut com el TIA d'alta velocitat, mesura senyals de gran amplada de banda de fins a 200 kHz. Una matriu de commutació programable connecta el sensor als blocs d'excitació i mesures analògiques internes. Aquesta matriu proporciona una interfície per a connectar les resistències d'amplificació de transimpedància externes (RTIA) i les resistències de calibratge. La matriu també pot utilitzar-se per a multiplexar múltiples dispositius electrònics de mesura als mateixos elèctrodes desgastables Es disposa d'una font de referència en xip d'1,82 V i 2,5 V de precisió. Els circuits interns ADC i DAC utilitzen aquesta font de referència en el xip per a assegurar un rendiment de baixa deriva per als perifèrics d’1,82 V i 2,5 V. Els blocs de mesura de l’AD5940/AD5941 poden controlar-se mitjançant escriptura de registre directa a través de la interfície perifèrica en sèrie (SPI 17 ) o, alternativament, utilitzant un seqüenciador preprogramable, que proporciona un control autònom del xip AFE. 6 kB de memòria estàtica d'accés aleatori (SRAM) estan seccionats per a una profunda cua de dades (FIFO) i ordres FIFO. Les ordres de mesura s'emmagatzemen a la FIFO igual que els resultats de les mesures. Es disposa d'una sèrie d'interrupcions relacionades amb la FIFO per a indicar quan la cua està plena. Un nombre d'entrades/sortides de propòsit general (GPIO) estan disponibles i es controlen usant el seqüenciador AFE. El seqüenciador AFE permet un control precís del cicle de múltiples dispositius de sensors externs. Els AD5940/AD5941 funcionen amb una alimentació de 2,8 V a 3,6 V i s'especifiquen en un rang de temperatura de -40 °C a +85 °C. L'AD5940 està empaquetat en un WLCSP (xip amb pins a la part inferior) de 56 pins de 3,6 mm × 4,2 mm, en canvi, l'AD5941 està empaquetat en un LFCSP (xip amb pins a la perifèria) de 48 pins. Les principals aplicacions d’aquest dispositiu són: mesures electroquímiques, sensors electroquímics de gas, potenciòstat/amperometria/voltamperometria/voltamperometria cíclica, aplicacions de la bioimpedància, la impedància de la pell, la impedància del cos, el monitoratge continu de la glucosa i la impedància de la bateria.[13] 16 Tècnica emprada per reduir el mínim els fenòmens de distorsió coneguts com a aliàsing quan es representa un senyal d'alta resolució en una resolució inferior. 17 Especificació de la interfície de comunicació en sèrie síncrona utilitzada per a la comunicació a curta distància, principalment en sistemes encastats. 33 Fig. 12 Diagrama de blocs funcional de l'AD5941. 2.2. COMPARATIVA DE COMPONENTS Una vegada hem conegut els dispositius que formen part de l’estudi, s’han de definir les característiques que s’analitzaran. Totes les característiques apareixen definides i caracteritzades als Datasheet de cada component i es poden trobar fàcilment a la web de cada fabricant cercant el dispositiu corresponent. A partir d’aquest punt ens centrarem principalment en l’objectiu del projecte i, per tant, aquestes són les qualitats que ens interessa analitzar per a poder escollir el millor convertidor d’impedància: ▪ Arquitectura. Definir l’estructura de cada dispositiu, les seves connexions internes i analitzar el seu diagrama de blocs. Aquest punt és primordial per a poder descriure correctament les següents característiques. ▪ Front End. És interessant conèixer si els dispositius disposen d’una estructura de font de corrent i d’un mesurador de tensió diferencial. Aquest bloc s’anomena front end o frontal. ▪ Multiplexors. Aquest tret s’identifica fàcilment amb el nombre de canals de cada aparell. En el cas que en tinguin més d’un és molt probable que també disposin d’un multiplexor per a poder seleccionar el canal corresponent en funció de l’aplicació que se li vulgui donar. ▪ Mètode de desmodulació 18 : A l’hora de realitzar les mesures, ens podem trobar amb dos tipus diferents de tractament de les dades. El primer s’anomena mètode coherent i obté el mòdul i la fase (part real i part imaginaria) de les mesures realitzades. En canvi, el segon mètode s’anomena no coherent i implica l’existència d’un rectificador que rectifica, filtra i obté les mesures desitjades. 18 Conjunt de tècniques utilitzades per a recuperar la informació transportada per una ona portadora, que en l'extrem transmissor va ser modulada amb aquesta informació. 34 ▪ Rang de freqüències. Indica quin és el rang de freqüències (fmin i fmax) a les que el dispositiu és capaç de generar el senyal sinusoidal i, per tant, a la qual es poden realitzar mesures. ▪ DAC. Fonamentalment ens interessa el nombre de bits del convertidor digital-analògic i la velocitat de processament. ▪ ADC. Com al cas interior, ens interessa el nombre de bits i la velocitat de processament del convertidor analògic-digital. ▪ Format del xip. Un tret a tenir en compte a l’hora de dissenyar un dispositiu utilitzant un xip ja existent és el tipus de soldadura del xip per saber quin serà el grau de dificultat per soldar i connectar el dispositiu al nostre disseny. ▪ Preu. El preu pot ser un fet diferencial en el cas que dos dispositius tinguin característiques similars a l’hora d’escollir quin és el que més interessa per a redissenyar un dispositiu de baix cost. A continuació es mostra una taula comparativa amb els quatre dispositius analitzats i els trets descrits anteriorment. AFE4300 AD5933 MAX30002 AD5940 FABRICANT Texas Instruments Analog Devices Maxim Integrated Analog Devices ARQUITECTURA Un sintetitzador digital directe genera un patró de corrent sinusoidal, el corrent es condueix a través del DAC i es filtre amb un filtre de segon ordre i s’ajusta l’amplitud per a introduir el senyal al cos. El senyal recollit a la sortida del cos s’amplifica i s’encamina a un parell de commutadors que desmodulen el senyal, es rectifica l’ona i es filtra passa baix. Finalment el senyal es dirigeix a l’ADC i es transformen les dades per enviar-les a través del bus SPI. Disposa d’un oscil·lador que genera el senyal sinusoidal que passa pel DAC i s’emet per l’elèctrode. El senyal rebut per l’altre elèctrode s’amplifica i es filtra amb un filtre passa baix, i es converteix en un senyal digital gràcies a l’ADC. Finalment es calcula la DFT i s’obté la part real i la part imaginària del senyal. L’estructura del canal de BIA del MAX30002 disposa d’una entrada MUX, un filtre analògic programable passa alt, un amplificador d’instrumentació, un mixer, un filtre antialiàsing, un amplificador de guany programable i el convertidor analògicdigital. El generador de corrent proporciona una modulació d’ones quadrades de corrent diferencial que s’injecta al cos. La comunicació amb la interfície externa es realitza a través del bus SPI. Els blocs principals de l’AD5940 són una cadena de DAC per ajustar la tensió d’excitació, un potenciòstat de baixa potència que aplica la tensió de polarització al sensor, un amplificador instrumental, una TIA d’alta velocitat, un circuit ADC d’alt rendiment, una matriu d’interruptors programables, un seqüenciador programable, una interfície SPI i un generador de formes d’ona dissenyat per generar diverses formes d’ona a alta velocitat. FRONT END SI NO SI SI MULTIPLEXORS 8 canals No - 1 canal No - 1 canal 24 canals (8 canals per mesures d’impedància) MÉTODE DE DESMODULACIÓ Desmodulació analògica NO Coherent (FWR) o Desmodulació digital Coherent (I/Q) Desmodulació digital Coherent (I/Q) Desmodulació analògica No coherent Desmodulació digital Coherent (I/Q) 35 RANG DE FREQÜÈNCIES 1 kHz a 256 kHz 1 kHz a 100 kHz 0,125 kHz a 130 kHz 0,015 Hz a 250 kHz DAC 6 bits - 1 MSPS - - 12 bits ADC 16 bits - 860 SPS 12 bits - 1 MSPS 20 bits 16 bits - 800 kSPS FORMAT DEL XIP (TIPUS DE PINS) Perifèrics Perifèrics Perifèrics (TQFN) Inferiors (WLP) Perifèrics (AD5940) Inferiors (AD5941) ALTRES OBSERVACIONS Està pensat per a bàscules Mesura a 2 elèctrodes Mesura a 2 o a 4 elèctrodes Mesura a 4 elèctrodes PREU 3,28€ - 1 unitat 33,14€ - 1 unitat 4,88€ - 1 unitat 8,68€ - 1 unitat Taula 1 Resultats de l'anàlisi comparatiu dels frontals analògics. 2.2.1. ANÀLISI DELS RESULTATS DE L’ESTUDI COMPARATIU DELS COMPONENTS Una vegada s’ha obtingut la taula comparativa amb els resultats de tots els paràmetres que es volen analitzar podem extreure les conclusions corresponents en referència als objectius d’aquest projecte. El primer que ens crida l’atenció, i és un fet crític pels nostres objectius, és que tots els dispositius tenen una estructura semblant excepte l’AD5933 que no disposa de l’etapa de front end. Aquest fet condemna directament aquest dispositiu, ja que complica i encareix la fase de disseny i fabricació del nostre propi dispositiu utilitzant aquest xip. Pel que fa a la resta de dispositius, observem que l’AD5940 disposa de molts més canals que la resta i això és conseqüència de la gran quantitat de mesures diferents que podem realitzar a través d’aquest instrument. Però això tampoc és un fet determinant per a nosaltres, ja que només volem utilitzar el sistema capaç de mesurar bioimpedància. Quant al mètode de desmodulació, tenim dispositius amb les dues opcions i haurem de veure com afecta això als resultats de les mesures una vegada s’hagin realitzat les mesures experimentals. Observant el rang de freqüències al que poden operar, clarament surt vencedor l’AD5940, igual que amb la resolució de l’ADC, que per molt que siguin valors similars en tots els casos, el mecanisme de l’AD5940 pot operar a molta més velocitat que la resta. Finalment es podria tenir en compte que tant el MAX30002 com l’AD5940 disposen de xips amb pins a la perifèria i això pot facilitar la feina de disseny i muntatge del nostre propi dispositiu utilitzant aquests xips, a més, aquest últim aparell és el més car entre els tres dispositius seleccionats però les diferències no són molt grans i això, en principi, no seria un problema. 2.3. MESURES EXPERIMENTALS En aquesta secció es realitzen un conjunt de mesures per a cada dispositiu. Els elements comentats anteriorment tenen forma de xip, es tracta de circuits electrònics encapsulats que desenvolupen cada una de les funcions descrites per a cada dispositiu. Aquests sistemes estan integrats en un dispositiu de majors dimensions en forma de placa electrònica, la qual disposa 36 d’altres elements com resistors, capacitors, pins, interruptors i connectors, entrades i sortides analògiques o digitals, etc. Per altra banda, cada fabricant ha desenvolupat una segona placa que han comercialitzat amb la intenció de facilitar la connexió de les primeres amb una interfície per a realitzar mesures de manera senzilla i sense haver de treballar amb codi de programació. Aquestes plaques d’avaluació contenen un microcontrolador que disposa de la informació (codi) necessària per a realitzar mesures simplement utilitzant una interfície d’un ordinador, o en alguns casos amb un smartphone, que disposa de les visualitzacions i la selecció dels paràmetres per a realitzar totes les mesures possibles per a cada dispositiu. D’aquesta manera, les plaques que contenen els xips es connecten a les plaques d’avaluació i aquestes, alhora, es connecten a un ordinador a través del qual podem accedir al software distribuït per cada fabricant que ens permet realitzar mesures i visualitzar i emmagatzemar els resultats en un fitxer .txt o .xlsx. Amb el propòsit d’avaluar el rendiment a l’hora de realitzar mesures d’impedància de cada un dels dispositius, s’han realitzat dos tipus de mesures experimentals. Les primeres, definides com a mesures de qualitat, consisteixen en la realització d’un conjunt de mesures per a obtenir el rang de linealitat dels dispositius. Per aquesta finalitat s’han realitzat un conjunt de mesures iguals per a tots els dispositius utilitzant resistències de diversos valors (10 Ω, 100 Ω, 1 kΩ i 10 kΩ) i freqüències (1 kHz, 50 kHz, 100 i 150 kHz). El segon tipus de mesures tenen l’objectiu d’obtenir una relació del soroll de cada dispositiu. En aquest cas simplement hem de realitzar una gran quantitat de mesures, per exemple 1000, d’una resistència de valor igual a 100 Ω a la freqüència de 50 kHz. Una vegada s’hagin realitzat les mesures obtindrem la seva distribució i podrem obtenir el soroll. 2.3.1. ESTRUCTURA DE LES MESURES EXPERIMENTALS Per a modelar el sistema de mesures d’impedància utilitzarem un generador de corrent. En aquest cas, el corrent generat és conegut i es transmet al cos a través dels elèctrodes de cada dispositiu. El corrent s’injecta al cos utilitzant dos elèctrodes que tenen una impedància associada, High Current Impedance (Ze HC) i Low Current Impedance (Ze LC) respectivament. El corrent injectat circula a través del cos, que disposa d’una impedància de valor desconegut (RX). Per a calcular-la hem d’obtenir el potencial que cau a través d’aquesta impedància a través dels altres elèctrodes connectats al cos. Aquests elèctrodes receptors també tenen la seva pròpia impedància, High Potential Impedance (Ze HP) i Low Potential Impedance (Ze LP). Fig. 13 Esquema de mesura d’impedància del cos humà. 37 El valor de les impedàncies dels elèctrodes, Ze varien en funció de molts factors: el contacte amb la pell, la superfície de l’elèctrode, el temps de vida, la temperatura, etc. En aquest cas hem utilitzat una resistència de valor constant, per a simular la impedància dels elèctrodes, de 100 Ω. L’objectiu d’aquestes mesures és obtenir la tensió en mode comú per a obtenir, posteriorment, la impedància. Però la tensió mesurada a la sortida del model obtingut és una tensió diferencial. Finalment, en aquest model hem tingut en compte que tant els cables com els dispositius necessaris per a realitzar les mesures tenen components resistius i capacitius que hem modelat com a dues noves impedàncies, Zin 1 i Zin 2 (Fig. 13). Aquestes impedàncies tindran més influència en les mesures a altes freqüències, ja que en aquest cas la impedància disminueix. En canvi, a baixes freqüències, el valor d’aquests components és molt alt i no afectarà, pràcticament, a les mesures realitzades. Un altre factor que pot afectar els resultats, i fer que la impedància calculada disminueixi, és l’aparició de capacitats introduïdes pels multiplexors. Per aquest motiu, perquè els càlculs siguin el més exacte possible, cal que el sistema sigui robust i això s’aconsegueix si la impedància Zin és la més alta possible. Fig. 14 Equivalència de la impedància introduïda pels cables i dispositius en elements resistius i capacitius. Per a realitzar les mesures de qualitat cal simular el model obtingut, i per a fer-ho, s’ha decidit construir una estructura en aranya (Fig. 14). Per a modelar les variacions que poden aparèixer entre les impedàncies dels elèctrodes i obtenir mesures més significatives, es poden connectar dues resistències en paral·lel, de 200 Ω cada una, substituint una resistència de 100 Ω a una de les potes que simulen un elèctrode (HC, HP, LC o LP), en aquest cas s’ha situat el paral·lel a la pota HP. Utilitzarem un jumper 19 com a interruptor per seleccionar i connectar les dues resistències en paral·lel, resultant una resistència de 100 Ω com a la resta de potes (equació 10), o utilitzar només una de les dues resistències de 200 Ω i simular l’efecte de la impedància introduïda pels cables o dispositius. Fig. 15 Estructura en aranya per a realitzar les mesures de qualitat. 19 Conductor de longitud curta utilitzat per a tancar, obrir o pontejar part d'un circuit electrònic. 38 Si connectem el jumper i apliquem les dues resistències en paral·lel obtenim la següent resistència equivalent: 1 𝑅𝑒 𝐻𝑃=1 200 Ω +1 200 Ω 𝑅𝑒 𝐻𝑃=1 1 200 Ω +1 200 Ω =100 Ω (10) Finalment, cal tenir en compte que el valor nominal de les resistències utilitzades té una tolerància superior a la que té el nostre sistema. Per aquest motiu, s’aconsella utilitzar un multímetre de precisió per a obtenir el valor real de les resistències utilitzades. 2.3.2. MESURES DE QUALITAT Per a la realització de les mesures de qualitat hem utilitzat l’estructura en aranya dissenyada anteriorment per modelar el comportament de la impedància del cos humà, els xips d’estudi juntament amb les seves plaques d’avaluació i el programari que cada fabricant posa a la nostra disposició per a realitzar les mesures (Fig. 16-18). Tal com hem comentat anteriorment, hem descartat el xip AD5933 d’Analog Devices perquè el fet de no disposar d’estructura front end complicava la feina de la realització de mesures, ja que seria necessari utilitzar un generador de corrent i un mesurador de tensió diferencial extern i, com ja hem comentat, això no ens interessa. Fig. 16 Pantalla de visualització dels resultats de l'AFE4300 EVM Device GUI software. 39 Fig. 17 Pantalla de visualització dels resultats del MAX30002 Evaluation System Software. Fig. 18 Pantalla de visualització dels resultats de l'AD5940 Sensor Pal software. A contiuació, es mostren els resultats obtinguts per a cada un dels dispositius analitzats. AFE4300 FREQÜÈNCIES DE PROVA (kHz) 1 50 100 150 VALOR COMERCIAL (Ω) LECTURA AMB EL MULTÍMETRE (Ω) (mV) (mV) (mV) (mV) 10 9,98 9,55 10,10 7,43 2,54 100 99,64 34,62 72,04 63,56 48,00 1k 997,00 308,06 690,16 620,70 481,70 10k 9983,52 3035,94 6894,97 6228,75 4864,71 Taula 2 Resultats obtinguts de les mesures experimentals amb l'AFE4300EVM-PDK. 40 En el cas de l’AFE4300, tal com podem veure a la Taula 2, els resultats obtinguts es representen en forma de tensió mesurada en mV. Perquè els resultats siguin comparables amb la resta d’artificis, hem de transformar aquests resultats a mesures d’impedància en Ohms. Per aquest motiu, podem representar gràficament els valors de tensió obtinguts en funció de les resistències que estàvem mesurant per a cada una de les freqüències utilitzades. Fig. 19 Representació resistència (Ω) – tensió (mV) per a l’AFE4300 en funció de la freqüència. A continuació, mostrem totes les gràfiques en un sol pla per veure quina és la seva tendència. Podem observar que el comportament és molt lineal però és necessari utilitzar una equació per a la recta diferent per a cada freqüència (Fig. 20). y = 0,3035x + 5,4428 1 10 100 1000 10000 110 100 1000 10000 log( V(mV) ) log ( R(Ω) ) Freqüència 1 kHz y = 0,6903x + 2,8128 1 10 100 1000 10000 110 100 1000 10000 log( V(mV) ) log( R(Ω) ) Freqüència 50 kHz y = 0,6238x + 0,5024 1 10 100 1000 10000 110 100 1000 10000 log( V(mV) ) log( R(Ω) ) Freqüència 100 kHz y = 0,4875x - 2,3492 1 10 100 1000 10000 110 100 1000 10000 log( V(mV) ) log( R(Ω) ) Freqüència 150 kHz 47 Fig. 25 Distribució gaussiana de la impedància mesurada per l'AD5940. Si s’obtenen els paràmetres de les distribucions de cada un dels components, es pot obtenir una mètrica que ens permet observar la desviació de les dades respecte el seu valor central, és a dir el valor mig. Aquesta mètrica és l’interval de confiança, que proporciona un rang de valors plausibles per a les mesures realitzades. L’interval de confiança va associat a un nivell de confiança, que representa la freqüència dels possibles intervals de confiança que contenen el veritable valor del paràmetre de població que s’està estimant. En altres paraules, si escollim un nivell de confiança del 99%, llavors en una hipotètica recopilació de dades, en el 99% de les mostres de l’estimació de l’interval contindrà el paràmetre de població. A continuació s’ha calculat l’interval de confiança dels resultats obtinguts de les mesures experimentals per a cada un dels dispositius utilitzant un nivell de confiança del 95% i del 99%. Per a calcular els intervals de confiança s’ha utilitzat el valor mig dels resultats obtinguts per a cada un dels dispositius. En el cas de l’AFE4300 el valor mig de les mesures experimentals és de 99,936 Ω, en el cas del MAX30002 el valor mig de les mesures és de 99,734 Ω i en el cas de l’AD5940 aquest valor és de 99,648 Ω. INTERVALS DE CONFIANÇA Nivell de confiança AFE4300 MAX30002 AD5940 95% 5.175E-02 Ω 3.580E-02 Ω 1.65E-04 Ω 99% 3.938E-02 Ω 2.724E-02 Ω 1.26E-04 Ω Taula 6 Intervals de confiança de les mesures experimentals dels diversos dispositiu. Analitzant els resultats de la taula 6 podem observar com els intervals de confiança de l’AFE4300 i del MAX30002 són molt similars, tot i que els del MAX30002 són una mica millors. En canvi, els resultats de l’AD5940 el situen en millor posició que els altres dos dispositius ja que el seu interval de confiança és significativament menor a la resta. D’aquesta manera, s’obté una nova justificació per a col·locar l’AD5940 com a el millor dels tres dispositius analitzats. Una nova propietat de les distribucions normals és que no existeix una única distribució normal, sinó una família de distribucions amb una forma comuna, diferenciades pel valor de la seva mitja i variància. D’entre totes aquestes, la més utilitzada és la distribució normal estàndard, que correspon a una distribució de mitja 0 i variància 1. Aquest tipus de funcions es defineixen amb l’estructura N(μ,σ). 0 50 100 150 200 250 99,64 99,642 99,644 99,646 99,648 99,65 99,652 99,654 f(R) Resistència (Ω) 48 És important saber que, a partir de qualsevol variable X que segueixi una distribució N(μ,σ), es pot obtenir una altra característica Z amb una distribució normal estàndard, només efectuant la transformació: 𝑍=𝑋−μ σ (14) Aquesta propietat resulta especialment interessant en la pràctica, ja que per a una distribució existeixen taules publicades (Annex B) a partir de les quals es pot obtenir de manera senzilla la probabilitat d'observar una dada menor o igual a un cert valor z, i que permetran resoldre preguntes de probabilitat sobre el comportament de variables de les quals se sap o s'assumeix que segueixen una distribució aproximadament normal. En el nostre cas, podríem definir la distribució de les mesures de resistència de l’AD5940, indicant que es tracta d’una distribució gaussiana, com N(99,6478; 0,002). Si aquesta distribució fos la d’una normal estàndard, podríem utilitzar la taula de l’Annex B per calcular la probabilitat que ens interessa. Com aquest no és el cas, resultarà útil transformar aquesta característica segons l’equació 12, i obtenir la variable: 𝑍=𝑋−99,648 0,002 (15) En aquest cas, es calcularà la probabilitat que l’error de la mesura estigui per sobre del 0,01% del valor real de la resistència, és a dir, que la impedància mesurada sigui superior a 99,650 Ω. Així, la probabilitat que volem calcular serà: 𝑃(𝑋>99,650 )=P(𝑍>99,650 −99,648 0,002 )=𝑃(𝑍>1,069) (16) Una altra propietat de les distribucions normals és que l’àrea total sota la corba és igual a 1, per tant, podem deduir que: 𝑃(𝑍>1,069)=1 − 𝑃(𝑍≤ 1,069) (17) Aquesta última probabilitat es pot obtenir fàcilment a partir de la taula de l’Annex B, resultant ser 𝑃(𝑍≤ 1,069) = 0,8577. Per tant, la probabilitat buscada que una mesura sigui superior al 0,01% del valor real de la impedància és d’1 - 0,8577 = 0,1423; és a dir, aproximadament d’un 14,23%. Utilitzant aquests mateixos càlculs podríem observar com la probabilitat que les mesures siguin superiors a un 0,05% del valor real són inferiors a un 0,001%. Aquests resultats ens permeten observar l’alta precisió que té l’AD5940 a l’hora de realitzar les mesures en aquestes condicions. Aquest fet també el podríem haver deduït simplement observant el valor tan petit de desviació que hem obtingut anteriorment. Vistos els resultats obtinguts i aquesta última anàlisis, s’ha pres la decisió d’utilitzar l’AD5940 per a la següent fase, que consisteix en el disseny d’un analitzador d’impedància autònom a partir d’aquest dispositiu.[14] 49 3. EL DISPOSITIU AD5940 D’ANALOG DEVICES En la secció anterior ja s’ha fet una breu introducció del dispositiu AD5940 d’Analog Devices. En aquest bloc s’especificarà amb més detall el funcionament i la configuració de l’AD5940, ja que ha estat el xip escollit per a dissenyar el nostre sistema de mesures de bioimpedància. Per començar, analitzarem cada una de les parts que formen aquest dispositiu i dividirem aquesta explicació en dos blocs: l’estructura interna i l’estructura externa de l’AD5940. Fig. 26 Diagrama de blocs simplificat de l'AD5940. A la Fig. 26 podem veure un diagrama de blocs amb tots els elements que podem trobar a l’interior de l’AD5940. Aquests blocs formen l’estructura interna del dispositiu i són els encarregats principals de realitzar totes les funcions i operacions necessàries per a cada tipus de mesura. Els principals blocs que defineixen la teoria d’operació de l'AD5940/AD5941 són els següents: ▪ Un DAC de baixa potència i doble sortida s’utilitza per ajustar el sensor de tensió de polarització i excitació de baixa freqüència. Suporta tècniques de cronoamperometria i voltamperometria electroquímiques. ▪ Un potenciador de baixa potència que aplica el voltatge de polarització al sensor. ▪ Un amplificador de transimpedància 21 (TIA) de baixa potència que realitza mesures de corrent de baixa amplada de banda. ▪ Un DAC d'alta velocitat i amplificador dissenyat per a generar senyals d'excitació per a mesures d'impedància fins a 200 kHz. ▪ Un amplificador de transimpedància (TIA) d'alta velocitat que suporta mesures amb una amplada de banda de senyal més àmplia. ▪ Circuit ADC d'alt rendiment. ▪ Matriu d'interruptors programables. La commutació d'entrada de l'AD5940/AD5941 permet una configuració completa en les connexions dels sensors externs. ▪ Un seqüenciador programable. ▪ Una interfície SPI. ▪ Un generador de formes d'ona dissenyat per a crear formes sinusoidals i formes d'ona trapezoidals de fins a 200 kHz. ▪ Fonts d’interrupció que emeten un senyal de sortida a un pin GPIOx per a alertar al controlador amfitrió que s’ha produït un esdeveniment d'interrupció. ▪ Entrades/sortides digitals. 21 Convertidor de corrent a voltatge, gairebé implementat en exclusiva amb un o més amplificadors operacionals. 50 A continuació, a la Fig. 27, es pot observar com interaccionen cada un dels elements entre ells i com es connecten per a formar el sistema de mesura complet. Aquests components són comuns per a les dues versions del xip, AD5940 i AD5941. Les dues versions tenen la mateixa estructura interna i el mateix procés de funcionament. L’única diferència, com ja s’ha comentat anteriorment, és el format dels pins. En el cas de l’AD5940 el format del xip consta de pins a la perifèria, en canvi, l’AD5941 consta de pins inferiors (Fig. 28). A partir d’aquest moment ens referirem a ambdós dispositius sota el nom de l’AD5940. En cas de voler diferenciar-los, es farà especificant cada dispositiu per separat.[13] Fig. 27 Diagrama de blocs funcional de l'AD5941. 3.1. MESURES DE BIOIMPEDÀNCIA AMB L’AD5940 En aquesta secció es detalla com funciona el sistema de l’AD5940 capaç de realitzar mesures de bioimpedància, activitat electrodérmica i electrocardiograma a través del mateix conjunt d’elèctrodes. El hardware utilitzat per a realitzar les mesures conté el kit d’avaluació de Fig. 28 Configuració dels pins de l'Ad5940 i AD5941 respectivament. 51 l’AD5940; que inclou la placa EVAL-ADICUP3029 (Fig. 29) i la placa EVAL-AD5941ELCZ (Fig. 30). Cal tenir en compte que, per realitzar mesures de bioimpedància és recomanable utilitzar la placa EVAL-AD5941BIOZ (Fig. 31) en lloc de la EVAL-AD5941ELCZ, ja que la primera està pensada per a aplicacions biomèdiques i la segona esta pensada per aplicacions electroquímiques. Tot i que amb la placa EVAL-AD5941ELCZ no es poden realitzar mesures de bioimpedància, si que es poden realitzar mesures d’impedància, i per a fer mesures experimentals pot ser igualment útil. Fig. 29 Placa EVAL-ADICUP3029 Fig. 30 Placa EVAL-AD5941ELCZ Fig. 31 Placa EVAL-AD5941BIOZ En el cas de la placa EVAL-AD5941BIOZ es poden realitzar mesures de bioimpedància utilitzant dos o quatre fils. Recordem que l’objectiu d’aquest projecte és dissenyar un dispositiu de mesures de bioimpedància a partir del xip AD5940. Per a ser estrictes, caldria utilitzar, a partir d’aquest moment, la placa EVAL-AD5941BIOZ, però, en el nostre cas no s’ha pogut aconseguir aquest dispositiu per falta d’stock i s’ha hagut d’adaptar el projecte a la placa EVALAD5941ELCZ.[15] 52 3.1.1. MESURES DE BIA AMB 2 FILS L’AD5940 pot realitzar mesures de bioimpedància de dos fils per mesures d’impedància de propòsit general al cos o pot mesurar els teixits interns del cos. La BIA de 2 fils és una mesura de voltamperometria. Per mesurar una impedància desconeguda (ZUNKNOWN) s’aplica un senyal de corrent altern a través de la impedància desconeguda. Es mesura la tensió del senyal d’excitació, i llavors, es mesura el corrent que viatja a través de la impedància. El corrent es converteix en una tensió per ser mesurada amb l’ADC a través del TIA. A continuació es realitza una DFT a l’ADC pels valors de corrent i de tensió. Utilitzant la part real i la part imaginària, es calcula la magnitud per obtenir la tensió de la impedància desconeguda (𝑉𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁) i el corrent (𝐼𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁). Aplicant l’equació 18 podem obtenir la magnitud de la impedància que volem calcular: 𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁=𝑉𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁 𝐼𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁 ·𝑅𝑇𝐼𝐴 (18) On 𝑉𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁 és la magnitud de la tensió de la impedància desconeguda , 𝐼𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁 és la magnitud del corrent de la impedància desconeguda i 𝑅𝑇𝐼𝐴 és el valor de la resistència de guany del TIA d’alta velocitat. A continuació es descriuen els blocs de l'AD5940 utilitzats per a realitzar mesures de bioimpedància de dos fils. Senyal d'excitació L'AD5940 utilitza el seu generador de formes d'ona, DAC d'alta velocitat, i amplificador d'excitació per a generar un senyal d’excitació d'alta freqüència. La freqüència és programable des de DC fins a 200 kHz i l’amplitud del senyal és programable fins a ±607 mV. Mesures del voltatge El voltatge del senyal d'excitació es mesura com el voltatge aplicat al sensor. L'entrada positiva de l’ADC és el node P, que es connecta a través de la matriu de commutació 22 . L'entrada negativa és el node N, que es connecta a l'entrada negativa del TIA d'alta velocitat. Utilitzant el hardware accelerador de la DFT, es realitza una transformació a l’ADC de dades on es calculen les parts reals i imaginàries i s’emmagatzemen a la FIFO. Mesures del corrent de ZUNKNOWN Per a mesurar el corrent de ZUNKNOWN, el mateix senyal d'excitació és aplicat al sensor. El TIA d'alta velocitat converteix el corrent a un voltatge que serà llegit pel CAD a través de la resistència de guany, RTIA. De manera similar, es realitza una DFT en els resultats del CAD, i les parts reals i imaginàries s'emmagatzemen en les dades de la FIFO per a ser llegides pel microcontrolador amfitrió. Calcular ZUKNOWN L'AD5940 utilitza el seqüenciador per a emmagatzemar les ordres. Un microcontrolador amfitrió (en aquest cas, la placa EVAL-ADICUP3029) escriu les comandes requerides pel seqüenciador. 22 Dispositiu que proporciona un camí a un senyal per un període determinat, és a dir, s'encarrega de seleccionar la destinació d'un senyal. 53 Aquestes comandes inicialitzen el DAC, ADC i TIA per a les mesures. El seqüenciador executa les comandes automàticament, independentment del microcontrolador. Les mesures del voltatge es realitzen primer. Es genera una interrupció quan les dades de la FIFO estan plenes. El microcontrolador llavors llegeix la FIFO i emmagatzema els resultats de la part real i imaginària de la DFT. Llavors es configura el MUX de l’ADC per a connectar la sortida d'alta velocitat del TIA a l’ADC per a mesurar el corrent. La seqüència es repeteix i l'AD5940 genera una interrupció quan la FIFO s’omple, la qual cosa alerta al controlador amfitrió per a llegir les dades. S’utilitza les següents equacions per a determinar la impedància: |𝑉𝑀𝐴𝐺|=√𝑟2+𝑖2 (19) | 𝐼𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁𝑀𝐴𝐺|=√𝑟2+𝑖2 (20) |𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁|=|𝑉𝑀𝐴𝐺| |𝐼𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁𝑀𝐴𝐺|·𝑅𝑇𝐼𝐴 (21) On 𝑉𝑀𝐴𝐺 és la magnitud de la tensió a través del sensor. I els valors de r i de i fan referència a les components reals i imaginàries de la tensió i el corrent de les mesures de la DFT. Calcular RLIMIT Per garantir els estàndards IEC 60601 23 , cal limitar el corrent altern que entra al cos humà. El corrent màxim permès és de 500 μA a 50 kHz, 600 μA a 60 kHz i així respectivament. Per calcular el valor de la RLIMIT, cal tenir en compte que la tensió màxima de sortida de l’AD5940 és d’1,2 Vpp (0,4243 Vrms). Establim el màxim corrent permès com el 80% del corrent que s’estableix a l’IEC 60601, 400 μA, per tant, aplicant l’equació 22 podem obtenir el valor de la resistència que estem buscant: 𝑅𝐿𝐼𝑀𝐼𝑇=0,4243 𝑉 𝑟𝑚𝑠 400 μA 𝑟𝑚𝑠 =1060,66 Ω (22) 3.1.2. MESURES DE BIA AMB 4 FILS El sistema de mesura de BIA amb 4 fils utilitza una font de tensió alterna d'alta precisió per a excitar un sensor amb una tensió alterna coneguda (VAC). Simultàniament, s'aplica un voltatge de mode-comú 24 a través del sensor. Per a calcular la impedància, es mesura el corrent que flueix per la impedància desconeguda i la tensió a través d’aquesta. |𝑍|=𝑉𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁 𝐼 (23) 23 Sèrie de normes tècniques per a la seguretat i el funcionament essencial de l'equip elèctric mèdic, publicades per la Comissió Electrotècnica Internacional. 24 El senyal de manera comuna és el component d'un senyal analògic que és present amb un signe en tots els conductors considerats. En les telecomunicacions, el senyal en manera comuna en una línia de transmissió es coneix com a voltatge longitudinal. 54 En les aplicacions del món real, els dispositius mèdics han d'ajustar-se a la Norma IEC 60601 com hem vist a l’apartat anterior. Aquesta norma limita la quantitat de corrent altern que pot ser aplicat al cos humà. A la Figura 32, hi ha condensadors d'aïllament discrets (CISO1, CISO2, CISO3, i CISO4) que asseguren que no es produeixi una tensió de cc a tot el cos. RLIMIT limita el corrent proporcionat al sensor per a ajustar-se a la Norma IEC 60601. RACCESSx representa les resistències dels elèctrodes que es connecten a la impedància desconeguda. Fig. 32 Estructura de les mesures de BIA amb 4 fils. Una solució de bioimpedància a 4 fils requereix una font de tensió alterna de precisió, un mesurador de corrent d'alta precisió i un mesurador de tensió diferencial de precisió. I tots aquest elements estan integrats a la placa EVAL-AD5941BIOZ. Font de tensió AC de precisió L'AD5940 utilitza un DAC d'alta velocitat i un generador de formes d'ona per a generar la tensió AC de precisió. La configuració del sensor diferencial intern garanteix la precisió de la font de voltatge connectant el CE0 i l'AIN1 de nou al buffer d'excitació. L'interruptor D5 a la matriu d'interruptors programables connecta la sortida del bucle d'excitació al pin CE0 connectat al sensor. Un generador d'ones sinusoidals genera un senyal sinusoidal i el transmet a la sortida a través del DAC de 12 bits d'alta velocitat i l'amplificador d'excitació. Mesurador de corrent d'alta precisió L'AD5940 utilitza un TIA d'alta velocitat i precisió per a convertir el corrent del sensor en una tensió mesurada per l’ADC. El canal TIA mesura el corrent de resposta i està precisament esbiaixada 25 per la font interna de 1,11 V. L’ADC converteix les mesures del corrent amb una velocitat de 800 kSPS. Es realitza un DFT sobre les dades que s'implementa a l'AD5940. El nombre de punts de la DFT és configurable fins a 16.384. L'AD5940 calcula les parts reals i imaginàries, i el microcontrolador amfitrió calcula la impedància desconeguda del sensor. Mesurador de tensió diferencial de precisió L'AD5940 utilitza un DAC de baixa potència i un TIA de baixa potència per a establir el voltatge de mode-comú entre el pin AIN2 i AIN3/ BUF_VREF1V8 a través del pin AIN4/LPF0. Connecta la tensió de sortida, VBIAS, del DAC de baixa potència a l’entrada positiva del TIA de baixa potència. 25 Quan es recull una mostra de tal manera que alguns dels seus membres és menys probable que s'incloguin que d'altres; aleshores, resulta una mostra no aleatòria de la població estadística en què tots els elements no tenien la mateixa probabilitat de ser seleccionats. 55 El DAC de baixa potència està configurat per a emetre una sortida precisa d’1,1 V. Connecta la resistència interna RFILTER a la sortida del TIA de baixa potència i connecta el voltatge de modecomú (VCM) al pin AIN4/ LPF0, que té un condensador a GND que crea un filtre passa-baix. Calcular ZUKNOWN L'AD5940 utilitza el seqüenciador per a emmagatzemar les ordres. Un microcontrolador amfitrió escriu les ordres requerides a la memòria, i l'AD5940 les executa automàticament. El seqüenciador executa les ordres i omple la FIFO de dades amb els resultats de les parts reals i imaginàries de la DFT per a les mesures de tensió i corrent (quatre punts de dades en total). El microcontrolador amfitrió llegeix les dades de la FIFO i utilitza les components reals i imaginàries de la DFT per a calcular la impedància desconeguda. 𝑀𝑎𝑔𝑛𝑖𝑡𝑢𝑑 𝑑𝑒 𝑙𝑒𝑠 𝑚𝑒𝑠𝑢𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑡𝑒𝑛𝑠𝑖ó=√𝑟2+𝑖2 (24) 𝐹𝑎𝑠𝑒 𝑑𝑒 𝑙𝑒𝑠 𝑚𝑒𝑠𝑢𝑟𝑒𝑠 𝑑𝑒 𝑡𝑒𝑛𝑠𝑖ó=tan−𝑖 𝑟 (25) Per a calcular la impedància, s’utilitza la llei d'Ohm dividint la magnitud del voltatge per la magnitud del corrent i converteix el valor de les mesures de corrent en un voltatge utilitzant la RTIA. S’ha de tenir en compte el guany, per tant, l'equació per determinar la impedància desconeguda és la següent: |𝑍𝑈𝑁𝐾𝑁𝑂𝑊𝑁|=𝑀𝑎𝑔𝑛𝑖𝑡𝑢𝑑 𝑑𝑒 𝑙𝑎 𝑡𝑒𝑛𝑠𝑖ó 𝑀𝑎𝑔𝑛𝑖𝑡𝑢𝑑 𝑑𝑒𝑙 𝑐𝑜𝑟𝑟𝑒𝑛𝑡·𝑅𝑇𝐼𝐴 (26) Amb els resultats d’impedància obtinguts obtindrem dos paràmetres significatius sobre l’estat de salut de l’usuari: la massa grassa (MG) i l’índex de massa corporal (IMC). Per a obtenir aquests resultats s’aplicaran els càlculs que es mostren a continuació: 𝑀𝐺 (𝑘𝑔)=(0,527)·𝐴𝑙𝑡𝑢𝑟𝑎2 𝑅+(0,306)·𝑃𝑒𝑠−1,862 (27) 𝐼𝑀𝐶 (%)=𝑀𝐺 𝑃𝑒𝑠·100 (28) On R representa la magnitud de la impedància mesurada en Ω, l’Altura es representa en cm i el Pes en kg. Per qüestions de patents i d’autoria, no existeix una única fórmula per a calcular la composició corporal, sinó que es poden trobar diversos models que proporcionen resultats molt similars. En aquets cas s’ha utilitzat l’equació 27 publicada per la National Library of Medicine després de realitzar diversos estudis estadístics amb pacients de diferents característiques i simptomatologies.[13] [16] 56 3.2. INTERFÍCIE SERIE I CONFIGURACIÓ DE L’AD5940 Per a assegurar el correcte funcionament del dispositiu AD5940, s'ha d'implementar una seqüència d'inicialització després de cada reinici del programa. A la Taula 6 es mostren els registres necessaris en els quals s'ha d'escriure, així com les dades que s'han d'escriure en el registre. Si no se segueix correctament aquesta seqüència d'inicialització, el dispositiu pot ser que no funcioni correctament. Adreça del registre Dades 0x0908 0x02C9 0x0C08 0x206C 0x21F0 0x0010 0x0410 0x02C9 0x0A28 0x0009 0x238C 0x0104 0x0A04 0x4859 0x0A04 0xF27B 0x0A00 0x8009 0x22F0 0x0000 Taula 7 Inicialització del dispositiu AD5940/AD5941 Després d’inicialitzar el dispositiu, s’ha de configurar el seqüenciador, la memòria de comandes i la FIFO. El procés de configuració i inicialització es pot trobar a la secció 4.3. Per a realitzar aquesta configuració cal seguir els següents passos: Configurar la memòria d’ordres La memòria d’ordres emmagatzema les dades de la seqüència i proporciona un enllaç entre el microcontrolador extern i el seqüenciador. Aquesta memòria pot ser configurada per utilitzar diferents mides de memòria SRAM 26 (2 kB, 4 kB o 6 kB), que s’han de seleccionar utilitzant els Bits[2:0] del registre CMDDATACON. Carregar les seqüències a la SRAM Les ordres de seqüència s’escriuen a la SRAM utilitzant dos registres. La direcció per la comanda s’escriu a la SRAM utilitzant el registre CMDFIFOWADDR i el contingut de la comanda s’escriu al registre CMDFIFOWRITE. Una vegada s’han escrit totes les comandes a la SRAM, s’han d’establir les seqüències d’informació escrivint als registres SEQxINFO. La direcció d’inici s’escriu als Bits[10:0] i el nombre de comandes als Bits[26:16]. Configurar la FIFO de dades La FIFO de dades proporciona un buffer per a la sortida dels blocs analògics i la DSP abans que siguin llegits pel controlador extern. La memòria disponible per la FIFO comparteix el mateix bloc de 6 kB de la SRAM. Aquest buffer es pot configurar en mode FIFO o en mode de flux a 26 La memòria estàtica d'accés aleatori és un tipus de memòria d'accés aleatori que utilitza circuits d'enclavament per a emmagatzemar cada bit. La SRAM és una memòria volàtil; les dades es perden quan es lleva l'energia. 63 connectors per aquest element, no cal implementar més connexions externes. El que sí que s’ha de configurar, seguint les dades de la Taula 7 i les instruccions del final de la secció anterior, és la placa de mesures. A l’Annex D es troba l’estructura que forma el codi principal. Com es pot veure en aquesta secció el codi es divideix en funcions ja que l’ús de funcions i procediments 32 milloren la claredat, l’estructura i la llegibilitat del programa, permeten executar-les diverses vegades dins el mateix programa, redueixen el codi i faciliten la depuració. 4.4. DISSENY I POSADA EN FUNCIONAMENT DEL DISPOSITIU FINAL El muntatge per a realitzar les mesures i veure el correcte funcionament del sistema es mostra a la Figura 36. Fig. 36 Muntatge final per a realitzar proves i mesures d'impedància amb la placa EVAL-AD5941ELCZ Per a realitzar les mesures, obrim el programa MATLAB i introduïm la ruta de la ubicació de l’ordinador on es guarda el fitxer (.m) que conté el codi. Quan el directori sigui el correcte, en cas contrari no podrem executar el codi, escrivim a la finestra d’ordres el nom del fitxer, per exemple, BIA_measurements (Figura 37). Fig. 37 Format i configuració de MATLAB per executar el codi i realitzar les mesures 32 Conjunt d'instruccions codificades que li diuen a una computadora com executar un programa o un càlcul. 64 Després d’executar el codi, es mostrarà un missatge que indica que s’està iniciant la connexió amb l’Arduino UNO. La connexió amb l’Arduino en alguns casos pot arribar a durar uns minuts, però si aquest procés s’allarga més de dos minuts, és aconsellable aturar l’execució i assegurarse que el dispositiu està correctament connectat a un port COM 33 de l’ordinador. Quan la connexió s’hagi establert correctament es mostrarà un missatge indicant-ho. Tot seguit, el sistema sol·licitarà a l’usuari que introdueixi per teclat alguns paràmetres necessaris per a realitzar les mesures. Una vegada s’hagin introduït tots els paràmetres correctament, el sistema iniciarà el procés de configuració del dispositiu, mostrarà un resum de la configuració realitzada i començarà a realitzar les mesures. Abans, però, es mostrarà un avís amb una imatge que indica com s’han de col·locar els elèctrodes correctament en cas que no s’hagi fet prèviament i sol·licita a l’usuari que reprengui el programa quan estigui llest. Finalment, es realitzen les mesures i es mostra per pantalla els resultats obtinguts. Addicionalment es mostra una figura que conté una gràfica amb els valors de la magnitud i la fase dels resultats obtinguts, i una segona figura que disposa d’aquests mateixos resultats però en dues gràfiques per separat. A la secció 5 es poden observar els resultats obtinguts i les captures de les gràfiques resultants. Un altre fet que afegeix valor al sistema és que els resultats s’emmagatzemen automàticament en un arxiu de dades al directori on es troba el fitxer amb el codi. D’aquesta manera es poden exportar els resultats i realitzar les transformacions que es creguin convenients. 4.5. COST DEL SISTEMA FINAL En aquesta secció s’ha tingut en compte el cost de desenvolupament del sistema final sense tenir en compte el disseny de la placa de mesures personalitzada. El següent pas del procés de disseny del sistema es tractarà en futurs apartats. Component Distribuïdor Preu Unitari (€) Unitats TOTAL ARDUINO UNO Arduino 20,00 € 1 20,00 € Cable USB 2.0 tipus A/B Arduino 2,49€ 1 2,49 € Resistència 100 Ω Farnell 0,1050 € 4 0,42 € Resistència 1 kΩ Farnell 0,0370 € 4 0,148 € Condensador ceràmic 100 nF Farnell 0,0018 € 2 0,036 € Conjunt d’elèctrodes (2 unitats) Farnell 1,48 € 20 29,60 € EVAL-AD5941BIOZ Analog Devices 273,50 € * 1 273,50 € Llicència de MATLAB MathWorks 119,00 € * 1 119,00 € PREU TOTAL 445,20 € Taula 9 Preu dels components que formen el sistema final * En el cas particular del desenvolupament d’aquest projecte, tant la llicència de MATLAB com la placa EVAL-AD5941BIOZ han estat proporcionades per la Universitat Politècnica de Catalunya, que han assumit el cost d’aquests dos elements. Quant a la llicència del software, en cas de ser 33 Interfície de comunicacions de dades digitals, sovint utilitzat per computadores i perifèrics, on la informació és transmesa bit a bit, enviant un sol bit alhora. 65 formar part d’una empresa o d’una empresa es poden obtenir llicències i descomptes especials sol·licitant-los a MathWorks. Si s’amplia el projecte i es decideix implementar un sistema basat en una Arduino UNO i en una placa feta a mida que només tingués el xip AD5941 i els perifèrics necessaris per a realitzar les mesures de bioimpedància, el cost del projecte es veuria reduït tal i com es mostra a la taula 10. L’esquemàtic de la placa a mida del sistema proposat es mostra a l’Annex E i el cost del sistema final es detalla a continuació: Component Distribuïdor Preu Unitari (€) Unitats TOTAL ARDUINO UNO Arduino 20,00 € 1 20,00 € Cable USB 2.0 tipus A/B Arduino 2,49€ 1 2,49 € Resistències Farnell 0,1050 € 45 4,725 € Condensadors ceràmics Farnell 0,018 € 30 0,54 € Jumper (barra de connexió) Farnell 0,029 € 10 0,29 € Polsador Farnell 0,537 € 3 1,611 € Conjunt d’elèctrodes (2 unitats) Farnell 1,48 € 2 2,96 € AD5941 Analog Devices 4,98 € 1 4,98 € Fabricació de la PCB a mida Meyer 62,50 € 1 62,50 € Llicència de MATLAB MathWorks 119,00 € 1 119,00 € PREU TOTAL 219,10 € Taula 10 Preu dels components que formen el sistema final utilitzant una placa a mida Un fet important a tenir en compte és que el preu de fabricació de la placa PCB a mida és de 62,50 € perquè es tracta d’un prototipus. En el moment en què es decideix fabricar aquest dispositiu a major escala el preu es veuria disminuït en funció de la quantitat d’exemplars que es desitgés realitzar. Finalment, comentar que si ja es disposa de la llicència de MATLAB, el preu total de fabricació del prototipus del sistema final és de, aproximadament, 100 €. 66 5. FUNCIONAMENT I MESURES EXPERIMENTALS Per a verificar el correcte funcionament del sistema final s’han realitzat un conjunt de proves utilitzant diversos paràmetres i comparant els valors obtinguts amb els resultats dels estudis realitzats a la secció 2.3. Mesures Experimentals. D’entrada, s’analitzaran els resultats que s’obtenen quan s’executa el programa de MATLAB i que segueixen l’estructura comentada en anteriors apartats. Fig. 38 Resultats obtinguts al Command Window de MATLAB quan executem el programa Impedance_Measurements Al finalitzar l’execució del programa, apareixen dues finestres emergents que mostren els resultats obtinguts en forma de gràfica. A les dues pantalles es mostren els mateixos resultats però en gràfiques separades per a poder tractar-los en funció dels desitjos de l’usuari. Nom del programa que s’ha executat Missatge que indica que la connexió amb l’Arduino ha estat un èxit i el temps d’establiment de la connexió Paràmetres introduïts per l’usuari Missatge que mostra la configuració del dispositiu Pausa de l’execució per a que l’usuari es posi els elèctrodes correctament Mesures realitzades Mesures de composició corporals calculades a partir de les mesures realitzades 67 Fig. 39 Magnitud i fase dels resultats obtinguts representats en una gràfica combinada Fig. 40 Magnitud i fase dels resultats obtinguts representats en dues gràfiques per separat Fig. 41 Resultats emmagatzemats en un fitxer Excel 68 Per a comprovar el funcionament del sistema s’han realitzat mesures de test prenent un conjunt de cinc mil mesures per a cada combinació de resistència i freqüència. Els resultats obtinguts es mostren a les taules següents: RESULTATS DEL SISTEMA FINAL FREQÜÈNCIES DE PROVA (kHz) 1 50 100 VALOR COMERCIAL (Ω) LECTURA AMB EL MULTÍMETRE (Ω) (Ω) (Ω) (Ω) 10 9,98 10,073 10,068 10,063 100 99,64 99,614 99,57 99,55 1k 997 998,972 997,834 995,022 ERROR EN % DE LES MESURES 10 9,98 0,93% 0,88% 0,83% 100 99,64 0,03% 0,07% 0,09% 1k 997 0,20% 0,08% 0,20% Taula 11 Resultats experimentals del sistema final Els resultats anteriors s’han obtingut connectant una resistència als extrems dels fils amb connexions de cocodril connectats a la placa EVAL-AD5941ELCZ. Com ja hem comentat en seccions anteriors, aquesta placa no permet realitzar mesures utilitzant connexions amb éssers humans. Aquest fet té la seva explicació ja que la placa en qüestió no ha estat dissenyada per a realitzar mesures de bioimpedància com a principal funció i no compleix amb la normativa de seguretat per a connectar aquest dispositiu en un ésser humà. Per aquest motiu, el resultat d’aquest projecte es limita a realitzar mesures d’impedància utilitzant resistències conegudes. En cas de disposar de la placa EVAL-AD5941BIOZ es podria comprovar el funcionament del sistema realitzant mesures de bioimpedància en éssers humans. Per a aconseguir realitzar aquest tipus de mesures només caldria realitzar algunes modificacions en el codi del programa que realitza les mesures. La major part del codi es pot reutilitzar perquè el xip de les dues plaques és el mateix. Les úniques parts que caldria modificar són els registres de lectura de les dades que es llegeixen de la FIFO i que contenen els valors de les mesures i canviar alguna configuració que és fàcilment identificable al datasheet de cada placa. Finalment, analitzant els resultats obtinguts es pot observar com les mesures d’impedància del sistema s’aproximen molt als valors reals de les resistències utilitzades i els errors en % es mantenen, igualment, per sota de l’1% tal com es requeria. Comparant els resultats del sistema final amb els resultats experimentals obtinguts en l’estudi comparatiu dels components podem veure com les modificacions realitzades al sistema no han afectat les mesures i s’ha mantingut la linealitat dels resultats durant tot el procés. 69 CONCLUSIONS I TREBALL FUTUR CONCLUSIONS Si es recorda l’objectiu d’aquest projecte, era dissenyar un sistema de mesura de bioimpedància de baix cost. Durant el desenvolupament del treball ha estat necessari modificar aquesta meta, ja que el dispositiu que ens ha proporcionat Analog Devices no estava adequat, tal com en un principi s’havia dit, a realitzar mesures de bioimpedància. Així i tot, s’ha pogut mantenir l’estructura del projecte i s’ha modificat l’objectiu principal per a acabar dissenyant un sistema de mesura d’impedància però sense deixar de presentar les pautes per a crear el mesurador de bioimpedància, ja que els dos camins van, pràcticament, agafats de la mà. S’ha demostrat que és possible implementar un analitzador de bioimpedància utilitzant components de baix cost, mantenint les característiques d’un sistema especialitzat en aquest àmbit i obtenint resultats similars als que podria proporcionar un dispositiu de mercat amb un cost molt més elevat que el sistema dissenyat. Gràcies als resultats obtinguts queda demostrar que és possible implementar un sistema capaç de realitzar mesures de bioimpedància a baix cost. Aquest fet suposa un fet molt interessant per a les aplicacions de la BIA referents a la medicina i a l’anàlisi de la composició corporal perquè permet seguir investigant per a millorar aquests dispositius i obre noves portes a nous dispositius i mètodes de mesura de bioimpedància. Per a implementar el sistema final s’ha utilitzat l’encapsulat AD5940 comercialitzat per Analog Devices perquè ha estat el dispositiu que ha presentat millors resultats en l’anàlisi de diversos dispositius especialitzats en les mesures de BIA. Aquest, és un dispositiu de baix cost i de codi obert, que es pot controlar fàcilment amb una Arduino UNO. L’obtenció d’informació de l’AD5940 i de la resta de dispositius (AFE4300, MAX30002 i AD5933) ha estat senzilla perquè el fabricant de cada dispositiu proporciona a les seves pàgines web tota la informació detallada de l’estructura, el funcionament i les característiques principals de cada un dels dispositius. Un fet primordial en el disseny del sistema final ha estat la configuració de l’AD5940 i de l’Arduino UNO. Per a calcular la impedància, primerament l’AD5940 entrega un corrent constant a través dels elèctrodes o dels cables de cocodril. Per a assegurar-se que aquest corrent és l’indicat i que no presenta cap perill per l’usuari ni per altres dispositius és necessari linealitzarlo utilitzant els diversos components de què disposa la placa EVAL-AD5941ELCZ, placa en la qual s’integra el xip AD5940 i que conté els perifèrics i les connexions necessàries per al seu funcionament. Aquests components cal configurar-los a través del codi del programa que realitza les mesures en funció del tipus de mesures que es desitja realitzar. El disseny realitzat permet treballar de forma autònoma. Tot el sistema s’alimenta a través del cable USB que es connecta a l’ordinador i que, al seu torn, permet la comunicació entre el software, que conté el programa que configura i realitza les mesures, i la placa Arduino que transmet les ordres necessàries a la placa EVAL-AD5941ELCZ i retorna les dades obtingudes al programa de MATLAB per a tractar, emmagatzemar i representar els resultats obtinguts. 70 TREBALL FUTUR Les properes tasques a realitzar estan enfocades principalment en la millora i l’optimització del sistema dissenyat. L’objectiu d’aquesta secció és presentar els següents passos a realitzar per seguir ampliant el sistema de mesura de bioimpedància i millorant les seves prestacions. Per a reduir el cost del mesurador de bioimpedància i optimitzar els components que formen el sistema de mesura final, s’ha dissenyat un esquemàtic per a implementar un circuit imprès amb els elements imprescindibles i les connexions necessàries per a mantenir el funcionament del sistema actual. Aquest esquemàtic es pot visualitzar a l’Annex E i ha estat realitzat en KiCad. Gràcies a aquest software, a partir de l’esquema dissenyat, es pot fabricar una placa de circuit imprès amb les empremtes de cada element que forma el sistema i, posteriorment, soldar els elements necessaris. D’aquesta manera es reduiria la mida, tot i que actualment la placa EVALAD5941ELCZ ja té una mida bastant ajustada, i s’obtindria una placa especialitzada únicament a realitzar mesures de bioimpedància. Aquest projecte serveix de base per a futurs desenvolupament o aplicacions similars, ja que a partir de la informació proporcionada, del codi implementat i de les configuracions esmentades es pot dissenyar un dispositiu a mida sense haver de preocupar-se pel funcionament intern de cada dispositiu i d’aquesta manera només cal centrar-se en el disseny físic del dispositiu que es desitja obtenir.[21] 71 BIBLIOGRAFIA [1] Bertemes-Filho, P., & Simini, F. (2018). Bioimpedance in Biomedical Applications and Research. Bioimpedance in Biomedical Applications and Research, April, 1–279. [2] Eskola, Hannu & Väisänen, Outi & Viik, Jari & Hyttinen, Jari. (2018). EMBEC & NBC 2017: Joint Conference of the European Medical and Biological Engineering Conference (EMBEC) and the Nordic-Baltic Conference on Biomedical Engineering and Medical Physics (NBC), Tampere, Finland, June 2017. [3] Sánchez-Iglesias, A., Fernández-Lucas, M., & Teruel, J. L. (2012). Fundamentos eléctricos de la bioimpedancia. Nefrologia, 32(2), 133–135. [4] De Lorenzo, Antonino & Andreoli, Angela & Matthie, James & Withers, P. (1997). Predicting body cell mass with bioimpedance by using theoretical methods: A technological review. Journal of applied physiology (Bethesda, Md. : 1985). 82. 1542-58. 10.1152/jappl.1997.82.5.1542. [5] Llames, L., Baldomero, V., Iglesias, M. L., & Rodota, L. P.. (2013). Valores del ángulo de fase por bioimpedancia eléctrica: estado nutricional y valor pronóstico. Nutrición Hospitalaria, 28(2), 286-295. [6] Professor Bruce Cornish.Lymphatic Research and Biology.Mar 2006.47-50. [7] Brantlov, S., Jødal, L., Lange, A., Rittig, S., & Ward, L. C. (2017). Standardisation of bioelectrical impedance analysis for the estimation of body composition in healthy paediatric populations: a systematic review. Journal of Medical Engineering & Technology, 41(6), 460-479. [8] Dutt, A. G., Verling, M., Karlen, W., & Member, S. (2020). Wearable bioimpedance for continuous and context-aware clinical monitoring. Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society (EMBC), 150640, accepted. [9] Pietrobelli, A., Rubiano, F., St-Onge, M. et al. New bioimpedance analysis system: improved phenotyping with whole-body analysis. Eur J Clin Nutr 58, 1479–1484 (2004) [10] Texas Instruments. (2017). AFE4300 Low-Cost, Integrated Analog Front-End for WeightScale and Body Composition Measurement. [11] Analog Devices. (2010). 1 MSPS, 12 Bit Impedance Converter Network Analyzer, Datasheet AD5933. Datasheet, 1-40. [12] Maxim Integrated. (2018). MAX30002 Bioimpedance ( BioZ ) AFE MAX30002 Ultra-LowPower , Single-Channel Integrated Bioimpedance ( BioZ ) AFE Functional Diagram. [13] Analog Devices. (2019). High Precision, Impedance, and Electrochemical Front End. AD5940 Datasheet, 1–133. 72 [14] Illowsky, B., Dean, S. L., OpenStax College,, & Open Textbook Library,. (2013). Introductory statistics. [15] Lakshmi Narayanan, R. (2019). Anodic Stripping Voltammetry using EVAL-ADICUP 3029. [16] Hofsteenge, G. H., Chinapaw, M. J., & Weijs, P. J. (2015). Fat-free mass prediction equations for bioelectric impedance analysis compared to dual energy X-ray absorptiometry in obese adolescents: a validation study. BMC pediatrics, 15, 158. [17] Moore, H., Olguín, V. C., & Nuño, R. M. (2007). Matlab para ingenieros (No. 620.0013 M66 2007.). Pearson Educación. [18] Monk, S. (2018). Programming Arduino next steps: going further with sketches. McGrawHill Education. [19] Kurniawan, A. (2015). Arduino Programming Using MATLAB. PE Press. [20] Margolis, M., Jepson, B., & Weldin, N. R. (2020). Arduino cookbook: recipes to begin, expand, and enhance your projects. O'Reilly Media. [21] Waffenschmidt, E., Ackermann, B., & Ferreira, J. A. (2005). Design method and material technologies for passives in printed circuit board embedded circuits. IEEE Transactions on Power Electronics, 20(3), 576-584. [22] Khalil, S. F., Mohktar, M. S., & Ibrahim, F. (2014). The theory and fundamentals of bioimpedance analysis in clinical status monitoring and diagnosis of diseases. Sensors (Basel, Switzerland), 14(6), 10895–10928. 79 %Funció que mostra els resultats de manera gràfica function displayResults(Freq,RzMag, RzPhase) fprintf('Frequency: %f, Magnitiude: %f, Phase: %f\n',Freq, RzMag, RzPhase); end function showResults(Buff) figure('Name','Measured Data Combined','NumberTitle','off'); % Combined plot yyaxis left plot(Buff(:,1), Buff(:,3)); ylabel('Magnitude') yyaxis right plot(Buff(:,1), Buff(:,4), 'r'); ylabel('Phase') title('Measures Combined') xlabel('Time') figure('Name','Measured Data Separated','NumberTitle','off'); ax1 = subplot(2,1,1); % top subplot plot(ax1, Buff(:,1), Buff(:,3)); title(ax1,'Magnitude') ylabel(ax1,'Magnitude') xlabel('Time') ax2 = subplot(2,1,2); % bottom subplot plot(ax2, Buff(:,1), Buff(:,4), 'r'); title(ax2,'Phase') ylabel(ax2,'Phase') xlabel('Time') % Store in excel format longG t = now; d = replace(datestr(datetime(t,'ConvertFrom','datenum')), ":", "-"); name = ' Measurements.xlsx'; filename = append(d,name); xlswrite(filename,Buff,'Hoja1', 'A1'); %Calcular els paràmetres de Matèria grassa (MG) i l'índex de massa corporal %(IMC) MeanValue = mean(Buff(:,2)); MG = ((((0.527)*(Height*Height))/MeanValue)+(0.306*Weight)- 1.862); IMC = (MG/Weight)*100; fprintf('\n----------------------------------------------------- --\n'); fprintf('Fat mass: %d\nBody Mass Index: %d', MG, IMC); fprintf('------------------------------------------------------- \n\n'); end 80 %Funció que ens permet escriure dades (data) al registre indicat (address) function writeData(address, data) writeDigitalPin(a,SLAVESELECT,0); %Low dataIn = [WRITE address data]; writeRead(spidev1,dataIn); writeDigitalPin(a,SLAVESELECT,1); %High end %Funció que ens permet llegir dades del registre indicat (address) function out = readData(address) writeDigitalPin(a,SLAVESELECT,0); %Low dataIn = [READ address zeros(1,2)]; out = writeRead(spidev1,dataIn); writeDigitalPin(a,SLAVESELECT,1); %High end %Funció que ens permet llegir dades de la FIFO function out = readFIFO(address) writeDigitalPin(a,SLAVESELECT,0); %Low dataIn = [READFIFO address zeros(1,2)]; out = writeRead(spidev1,dataIn); writeDigitalPin(a,SLAVESELECT,1); %High end 81 ANNEX E Fig. 42 Esquemàtic del disseny del sistema de mesura de bioimpedància personalitzat 82