Implementación del módulo de frecuencia respiratoria

Para la implementación de este módulo, se diseña un circuito que res- ponde al siguiente diagrama de bloques.

El circuito diseñado puede observarse en la Ilustración 51. El mismo se presenta desglosado y detallado por etapas a continuación.

Ilustración 51 - Módulo de frecuencia respiratoria

3.2.2.1.1 Etapa de medición:

Esta etapa se encuentra diseñada en forma de una banda ajustable que rodea el perímetro tóraco-abdominal del paciente. La misma posee una porción elástica sobre la cual se encuentran ubicados un elemento generador y un ele- mento detector de campo magnético.

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Ilustración 52 - Montaje y diseño exterior de la etapa de medición de frecuencia respiratoria

El elemento generador consiste en dos imanes de ferrita, también deno- minados cerámicos, de 20mm de diámetro y 3mm de espesor, los cuales gene- ran un campo magnético constante.

El elemento detector de campo magnético utilizado es el sensor de efecto Hall UGN 3503. El mismo posee una salida lineal proporcional a los cambios de densidad del flujo magnético, la cual se expresa en gauss (G).

Cada circuito integrado de efecto Hall incluye un elemento de detección Hall, un amplificador lineal (puesto que la tensión Hall es de aproximadamente 30 V/G) y una etapa de salida emisor-seguidor. De este modo, los problemas asociados con el manejo de pequeñas señales analógicas se minimizan al tener la celda Hall y el amplificador en un solo chip. Posee además compensación en temperatura y un regulador de voltaje.

Ilustración 53 - Sensor UGN 3503: diagrama de bloques funcional (izq.), área sensible (centro), fo- tografía del centro (der.)78

El amplificador diferencial incorpora una tensión de polarización, de modo que ante un campo magnético nulo exista en la salida una tensión positiva. Esta tensión, que se conoce como null offset, es nominalmente la mitad de la tensión de alimentación; es decir, si el sensor es alimentado con 5V, la tensión de pola- rización es de 2.5V.

Página 80 de 155 Un polo magnético sur, presentado al área sensible del sensor, genera una salida más alta que el nivel de voltaje nulo, mientras que un polo magnético norte conduce la salida por debajo del nivel nulo. Los niveles de tensión de salida son proporcionales a la densidad de flujo magnético en el área sensible del dis- positivo.79

Ilustración 54 - Tensión de salida en función del voltaje de alimentación y la variación del campo magnético80

Tanto los imanes como el sensor Hall son colocados sobre la porción elás- tica de la banda tóraco-abdominal. Al producirse una inspiración, la banda se estira y los imanes se alejan del sensor. Dado que el campo magnético producido por los imanes es constante, al alejarse del sensor, una menor cantidad de líneas de campo magnético atraviesan al mismo, disminuyendo la densidad de flujo magnético y la tensión de salida. Luego, durante la espiración ambos componen- tes se acercan nuevamente, una mayor cantidad de líneas de campo atraviesan el sensor y se produce un incremento en la señal.

Ilustración 55 - Esquema de interacción entre los imanes y el sensor Hall81

79 _{Datasheet “3503 Ratiometric, Linear Hall-Effect Sensors”, Allegro MicroSystems Inc.}

Link: www.bristolwatch.com/hall_effect/ugn3503.pdf (27/02/2017)

80 _{Imagen obtenida de: www0.unsl.edu.ar/~interfases/labs/lab09.pdf (27/02/2017)}

81 _{Imagen obtenida de: www.arrow.com/es-mx/research-and-events/articles/product-}

Página 81 de 155 La señal obtenida en esta etapa puede observarse en la Ilustración 56.

Ilustración 56 - Señal obtenida en la etapa de medición

3.2.2.1.2 Etapa de amplificación

En esta etapa se realiza la amplificación de la señal mediante un amplifi- cador operacional LM358.

Ilustración 57 - Etapa de amplificación

La señal generada por el sensor Hall ingresa a través de una resistencia de 1 k a la entrada negativa del amplificador operacional. Dentro del mismo, esta entrada es comparada con la tensión de referencia que ingresa a la entrada positiva. La diferencia entre ambos valores es multiplicada por la ganancia del amplificador, la cual es igual al cociente entre la resistencia de retroalimentación y la resistencia de 1 k.

El valor de la resistencia de retroalimentación puede ser modificado ma- nualmente mediante un switch de tres estados. En estado abierto (posición 2), la resistencia de retroalimentación es de 100 k; en la posición 1, la resistencia está determinada por el paralelo de 33 k y 100 k, siendo la resistencia equi- valente a 24.8 k; mientras que, en la posición 3, la resistencia será el paralelo de 100 k con 100 k, es decir una resistencia equivalente a 50 k. Este inter- cambio de resistencias permite variar la amplificación de la señal de entrada,

Página 82 de 155 según se deseen observar con mayor resolución respiraciones normales, de pe- queña amplitud, o respiraciones forzadas y profundas que tienen una amplitud mucho mayor. Considerando que la menor amplificación es obtenida con la re- sistencia equivalente a 24.8 k, la resistencia de 50 k implica el doble de am- plificación y la de 100 k el cuádruple.

Por otro lado, el potenciómetro de 250 k permite modificar manualmente la tensión de referencia. El nivel de tensión basal de la señal está determinado por la densidad de campo magnético en ausencia de movimientos respiratorios, es decir, depende de qué tan cerca se encuentran los imanes y el sensor Hall entre sí. Esta distancia es función del perímetro tóraco-abdominal del paciente y varía según la contextura física del mismo. Debido a ello, es necesario poder regular la tensión de referencia del amplificador, evitando así amplificar la com- ponente continua de la señal, la cual corresponde al mínimo valor de la señal, cuando la expiración es máxima.

Las señales obtenidas en esta etapa se observan en la Ilustración 58.

Ilustración 58 – Señal amplificada una, dos y cuatro veces respectivamente

3.2.2.1.3 Etapa de filtración pasiva

En esta etapa se realiza un filtro pasa bajo pasivo con el objetivo de elimi- nar las altas frecuencias de la señal.

Ilustración 59 - Etapa de filtración pasiva

Dado que los valores normales de frecuencia respiratoria se encuentran entre 12 y 30 respiraciones por minuto, la frecuencia máxima de la señal es de

Página 83 de 155 0.5 Hz. No obstante, si bien el ciclo respiratorio en reposo posee una frecuencia inferior a 0.5 Hz, el incremento y decremento de la señal en las fases inspiratoria y espiratoria respectivamente representan componentes de mayor frecuencia, como se puede observar en la Ilustración 60.

Ilustración 60 - Diferencia entre la frecuencia de la respiración basal y la respiración forzada

Debido a ello, se diseña al filtro de manera que la frecuencia de corte sea superior, evitando que durante estas fases se atenúen las componentes de ma- yor frecuencia, ya que de ser así la respuesta del filtro sería más lenta y no se podría observar la señal en tiempo real.

La señal obtenida en esta etapa puede observarse en la Ilustración 61.

Ilustración 61 - Señal obtenida en la etapa de filtración pasiva

3.2.2.1.4 Digitalización

Finalmente, la salida del filtro pasa bajo es enviada hacia el pin A0 del Arduino, donde se realiza la conversión analógica a digital, un promediado digital de la señal y el envío vía Bluetooth a la PC.