proyecto fin de carrera - oa.upm.esoa.upm.es/43711/1/pfc_samuel_lopez_asuncion_2016a.pdf ·...

Universidad Politécnica de Madrid

Escuela Técnica Superior de Ingenieros de Telecomunicación

Departamento de Ingeniería Electrónica

B105 Electronic Systems Lab

Proyecto Fin de Carrera

Diseño e implementación de una plataforma hardware para un sistema de acceso inalámbrico a dispositivos médicos mediante

Heart-To-Heart

Samuel López Asunción

2016

Proyecto Fin de Carrera

Título:Diseño e implementación de una plataforma hardware para un sistema de acceso inalámbrico a dispositivos médicos mediante Heart-To-Heart

Autor: Samuel López Asunción

Tutor: Alvaro Araujo Pinto

Departamento: Ingeniería Electrónica

Tribunal:

Presidenta: María Elena Hernando Pérez

Vocal: Alvaro Araujo Pinto

Secretario: Fernando Fernández Martínez

Suplente: Octavio Nieto-Taladriz García

Fecha de lectura: Madrid, de de 2016

Calificación:

ResumenEn este Proyecto Fin de Carrera se ha desarrollado un sistema de acceso inalám-brico seguro a un dispositivo médico implantable, en nuestro caso un marcapasos, mediante un protocolo de acceso Heart-To-Heart. El objetivo es diseñar un siste-ma capaz de extraer datos de un paciente o reprogramar su dispositivo implantado con un control suficientemente estricto para evitar accesos no autorizados, pero lo suficientemente permisivo cuando ocurran situaciones de emergencia médica. El sistema dispondrá de un dispositivo que hará las veces de marcapasos y un dispo-sitivo de acceso inalámbrico.

Para llevar a cabo el proyecto, se ha estudiado el protocolo H2H, que se basa en el contacto físico con el paciente para permitir el acceso a sus datos y se han analiza-do los requisitos necesarios para desarrollar el sistema.

A continuación se ha llevado a cabo el diseño y la implementación de los dispositi-vos hardware, tanto del prototipo de simulador de marcapasos como del dispositi-vo de acceso. Además, se ha desarrollado un cargador para alimentar a las baterías recargables de ambos dispositivos.

Una vez fabricados los prototipos, se han desarrollado las capas de abstracción del hardware sobre las que se implementará el software que llevará a cabo la autenti-cación, la conexión inalámbrica, la adquisición de datos, la interfaz de usuario, la gestión de batería y el resto de tareas.

Por último, se han realizado una serie de pruebas para comprobar el correcto fun-cionamiento del sistema y se han establecido una serie de conclusiones y líneas de evolución futura del proyecto.

Palabras claveHeart-To-Heart, H2H, dispositivos médicos implantables, IMD, marcapasos, ac-ceso inalámbrico seguro, electrocardiografía, ECG, EKG

AgradecimientosA Jose, Jesús, Sergio, Fernando, Dani y Álvaro por estar conmigo durante los pri-meros pasitos.

A todos los que estuvisteis en algún momento durante el camino. A Diego por saber apreciar mis habilidades artísticas con la litografía. A Charlie y Pascual, por los constantes allanamientos de morada. A Javi Recio por sus habilidades ninja. A Ana y Kuba, y a los que habéis estado conmigo durante los últimos minutos del partido.

Al laboratorio B105 y a Alvaro, por adoptarnos y darnos alas para seguir adelante con nuestras ideas. A Gis, Pomeda, Carlos y Santi, y a todos los que os gusta tanto el café. A David y a Carlos por aceptar consejos de un desconocido. A Edu por dejar que invadiera su espacio vital.

A Dani, Fer, Yaiza, Jose y a todos los elfos que aún siguen cerca. A los amantes del yedraso y del fútbol sala con fatatas. A Alex y Perchín por las noches de verano.

A los Talentum y a todos y todas las allegadas, por ser los reyes del embolao, por las postfiestas, el Independance, la camomila, y por recordarme que ésta es la vida que he elegido.

A Marta, Pablo, Javier, Carlos, David y Alejandro, de quienes fui, sigo y seguiré siendo aprendiz.

A Aurora, por estar siempre conmigo.

A mis padres y a mi hermana, por hacer que haya llegado hasta aquí.

Y por último a Tomás, ingeniero de software de chichinabo sin el cual este proyec-to se hubiera quedado en un simple trabajo de fin de curso a medio hacer.

Gracias por pasaros por el parque

Índice

1 Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

1.1 Objetivos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .2

1.2 Planificación del desarrollo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .3

1.3 Estructura de la memoria . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .4

2 Análisis de requisitos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

2.1 Marcapasos/Dispositivo de acceso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .102.1.1 Cifrado y control de acceso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 102.1.2 Adquisición de la señal cardíaca . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 122.1.3 Comunicación inalámbrica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 232.1.4 Alimentación y batería . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23

2.2 Funciones adicionales del dispositivo de acceso . . . . . . . . . . .242.2.1 Interfaz de usuario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24

2.3 Fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .24

3 Diseño e implementación del sistema (Primer prototipo) . . . . . . . . 29

3.1 Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasos . . . . . .293.1.1 Arquitectura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 293.1.2 Front-end analógico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 313.1.3 Interfaz radio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 363.1.4 Microcontrolador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 393.1.5 Alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 403.1.6 Interfaz de usuario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 463.1.7 Diseño de la PCB . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49

3.2 Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasos . . . . . .503.2.1 Arquitectura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 513.2.2 Front-end analógico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 523.2.3 Interfaz de usuario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 523.2.4 Entorno y herramientas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54

3.3 Diseño de la fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .543.3.1 Fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 543.3.2 Cargador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 593.3.3 Diseño de la PCB . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61

3.4 Diseño e impresión 3D de las carcasas . . . . . . . . . . . . . . . . . .613.4.1 Modelado 3D . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61

3.5 Conclusiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .62

4 Diseño e implementación del sistema (Persimmon y Kiwi v1 .0) . . 67

4.1 Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasos . . . . . .674.1.1 Arquitectura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 674.1.2 Front-end analógico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 684.1.3 Interfaz radio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 704.1.4 Microcontrolador . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 714.1.5 Alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 734.1.6 Interfaz de usuario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 764.1.7 Diseño de la PCB . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 77

4.2 Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasos . . . . . .794.2.1 Arquitectura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 794.2.2 Front-end analógico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 804.2.3 Interfaz radio . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 804.2.4 Alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 804.2.5 Interfaz de usuario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 814.2.6 Entorno y herramientas . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82

4.3 Diseño de la fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .834.3.1 Diseño de la PCB . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83

4.4 Diseño e impresión 3D de las carcasas . . . . . . . . . . . . . . . . . .854.4.1 Consideraciones y restricciones de fabricación . . . . . . . . 854.4.2 Modelado 3D . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 864.4.3 Prototipos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 884.4.4 Impresión 3D y resultado final . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92

4.5 Conclusiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .92

5 Diseño e implementación del sistema (Persimmon y Kiwi v1 .1) . . 97

5.1 Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasos . . . . . .975.1.1 Arquitectura . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 975.1.2 Front-end analógico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 985.1.3 Alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 995.1.4 Interfaz de usuario . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99

5.2 Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasos . . . . .100

5.3 Diseño de la fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . .1005.3.1 Fuente de alimentación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1005.3.2 Diseño de la PCB . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101

5.4 Diseño e impresión 3D de las carcasas . . . . . . . . . . . . . . . . .1015.4.1 Prototipos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1015.4.2 Impresión 3D y resultado final . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103

5.5 Conclusiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .103

6 Conclusiones y líneas futuras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .107

6.1 Líneas futuras . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .108

Referencias . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .115

Anexo A Esquemáticos: Persimmon v1.1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .119

Anexo B Esquemáticos: Kiwi v1.1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .127

Lista de figuras

Figura 1 - Arquitectura de la plataforma H2H . . . . . . . . . . . . . . . 2Figura 2 - Sistema de conducción eléctrica cardíaca . . . . . . . . . . 13Figura 3 - Potencial de acción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15Figura 4 - Onda típica de un ECG. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16Figura 5 - Derivaciones periféricas bipolares. . . . . . . . . . . . . . . . 18Figura 6 - Electrodos de Ag/AgCl . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19Figura 7 - Arquitectura hardware del primer prototipo de dispositivo

de acceso/marcapasos. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30Figura 8 - PCB del primer prototipo del dispositivo de acceso . . 49Figura 9 - Stencil del primer prototipo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50

Figura 10 - Arquitectura software del primer prototipo de dispositivo de acceso/marcapasos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51

Figura 11 - Arquitectura hardware del módulo de alimentación del pri-mer prototipo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 55

Figura 12 - PCB del primer prototipo del dispositivo de acceso . . 61Figura 13 - Arquitectura hardware del dispositivo de acceso/marcapasos

(Persimmon v1.0) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68Figura 14 - Persimmon v1.0. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 77Figura 15 - Stencil de Persimmon v1.0. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78Figura 16 - Arquitectura software del dispositivo de acceso/marcapasos

(Persimmon v1.0) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 79Figura 17 - STM32F411E-DISCO . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83Figura 18 - Arquitectura hardware de la fuente de alimentación (Persim-

mon v1.0) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83Figura 19 - Kiwi v1.0. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84Figura 20 - Arquitectura hardware del dispositivo de acceso/marcapasos

(Persimmon v1.1) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 98Figura 21 - Persimmon v1.1. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99Figura 22 - Kiwi v1.1. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 101Figura 23 - TIIC Access Device . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 107Figura 24 - Persimmon Access Device v1.1 . . . . . . . . . . . . . . . . 108Figura 25 - Persimmon Pacemaker v1.1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108Figura 26 - Kiwi Charger v1.1 . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109Figura 27 - Kit H2H . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109Figura 28 - Kit H2H completo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111

1 Introducción

Introducción

1

1 Introducción

Los avances médicos están haciendo posible el desarrollo de una amplia variedad de dispositivos implantables (Implantable Medical Devices, o IMDs) para tratar enfermedades crónicas, con el marcapasos como el ejemplo más común y conoci-do de todos ellos. Realizan funciones de monitorizado continuo de las constantes vitales de los pacientes y suministran medicamentos o aplican señales eléctricas, y pueden ser recargados y configurados de forma no invasiva mediante otros dispo-sitivos externos.

Desgraciadamente, esta última ventaja también es uno de sus mayores inconve-nientes: si no se toman medidas de precaución, la manipulación maliciosa de estos dispositivos puede tener como resultado graves daños al paciente. La seguridad de estos dispositivos, al igual que ocurre en cualquier sistema electrónico, es también propensa a sufrir ataques.

Existe, por lo tanto, una disyuntiva entre dos requisitos esenciales de los IMDs. Por un lado, deben ofrecer políticas de acceso permisivas cuando ocurran situa-ciones de emergencia médica. El personal de atención médica debe ser capaz de extraer datos del paciente o reprogramar su IMD de inmediato sin tener que, por ejemplo, contactar con el proveedor de servicios médicos para obtener la contra-seña del dispositivo de cada paciente. Por otro lado, deben ser lo suficientemente estrictos para evitar accesos no autorizados, que pueden dañar al portador del dispositivo o exponer sus datos médicos.

Una de las soluciones que existen, y cuya implementación se propone en este proyecto, es la llamada Heart-to-Heart (H2H). Se trata de una política de acceso “touch-to-access”, en la que un dispositivo programador externo es capaz de acce-der a un IMD si y sólo si dicho programador tiene un contacto físico significativo

ObjetivosIntroducción

2

con el cuerpo del paciente. La autenticación con el IMD termina cuando el programador deja de estar en contacto con él.

Esta solución se basa en la adquisición por parte del programador de una variable fisiológica, como la se-ñal eléctrica del corazón. Cuando se intenta acceder al marcapasos de un paciente, éste realiza una medida del parámetro vital en cuestión. Al mismo tiempo, el programador toma su propia medida. Si ambas medi-das son lo suficientemente parecidas (no se espera que sean iguales ya que existe ruido en cada una de ellas), el programador obtiene acceso al IMD.

Este esquema proporciona un equilibrio entre los re-quisitos de permisividad durante emergencias y de resistencia a ataques. Además, su política de acceso intenta seguir una regla de sentido común: la posibilidad de tener acceso físico a una persona implica la posi-bilidad de hacerle daño o curarle.

1.1 ObjetivosEl objetivo de este proyecto es implementar una plataforma hardware y una capa de abstracción sobre la cual se pueda implementar el servicio de acceso a un dispo-sitivo médico implantable mediante Heart-to-Heart [1]. Este objetivo principal se ha subdividido en los siguientes objetivos:

• Desarrollo de un dispositivo electrónico que simule el comportamiento de un marcapasos real, al que se pueda acceder de forma inalámbrica desde otro dispositivo.

• Desarrollo de un dispositivo electrónico de acceso al marcapasos, que dispon-ga de una interfaz de usuario que permita acceder a los datos y la configura-ción de dicho dispositivo médico.

• Diseño de una fuente de alimentación para alimentar a las baterías recargables de ambos dispositivos.

Figura 1 - Arquitectura de la plataforma H2H

Objetivos

3

• Implementación de la capa de abstracción hardware para ambos dispositivos, que formen la base del servicio de acceso inalámbrico al dispositivo médico implantable.

Este trabajo se ha realizado en conjunción con el Proyecto Fin de Carrera “Diseño e implementación de un servicio de acceso inalámbrico a dispositivos médicos mediante Heart-to-Heart” realizado por Tomás Valencia Noheda [2].

El objetivo principal de ambos proyectos en conjunto es desarrollar e implementar un sistema electrónico portátil que permita acceder a la configuración y registros de un marcapasos simulado utilizando una política de acceso “touch-to-access” a través de una conexión inalámbrica.

1.2 Planificación del desarrolloEl desarrollo del proyecto ha seguido las siguientes fases:

Análisis de requisitos y definición del sistemaEn primer lugar se ha realizado una especificación de los requisitos que deben cumplir los prototipos de la solución propuesta y el análisis de los elementos ne-cesarios que permitan cumplirlos.

Diseño del sistemaA continuación se ha definido la arquitectura, tanto hardware como software, del sistema. En esta fase se han tomado una serie de decisiones de desarrollo y se han concretado los detalles técnicos de cada módulo de la solución finalmente imple-mentada.

Implementación de los prototiposUna vez definida la arquitectura de la solución, se han implementado las platafor-mas hardware tanto del simulador de marcapasos como del dispositivo de acceso inalámbrico. Esto incluye tanto el diseño de las placas de circuito impreso y sus componentes electrónicos, como su fabricación y montaje, así como el diseño e impresión de las carcasas en las que van alojadas.

Además, se ha realizado el desarrollo de una capa software que abstrae la configu-ración y la implementación física de los distintos módulos hardware del sistema. De esta forma el servicio de acceso puede utilizar los recursos del sistema como la

Estructura de la memoriaIntroducción

4

interfaz de usuario o el módulo de comunicación inalámbrica de manera simpli-ficada y uniforme.

Pruebas y caracterizaciónPor último, se han realizado una serie de pruebas para comprobar el correcto funcionamiento de todos los módulos del sistema, tanto del hardware como del software desarrollado, y su conformidad con los requisitos planteados.

Conclusiones y líneas futurasAdemás, se han extraído una serie de conclusiones sobre la solución final imple-mentada y se sugieren varias líneas futuras a partir del trabajo realizado.

1.3 Estructura de la memoriaEn primer lugar, se expone en esta memoria un análisis en el que se especifican los requisitos de la plataforma y se establecen algunas consideraciones de diseño.

A continuación se describen las tres versiones de la plataforma desarrolladas en este proyecto. Cada una de ellas se subdivide en los siguientes apartados:

• Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasos

• Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasos

• Diseño de la fuente de alimentación

• Diseño e impresión 3D de las carcasas

• Conclusiones

En la última parte de la memoria se puede encontrar, además, un apartado de con-clusiones generales y líneas futuras, un listado de referencias y todos los esquemas eléctricos de la última versión de la plataforma.

Estructura de la memoria

5

2 Análisis de requisitos

Análisis de requisitos

9

2 Análisis de requisitos

En el desarrollo de una plataforma de acceso H2H es necesario diseñar varios elementos que cumplan con los diferentes roles de la comunicación y el acceso al IMD.

En primer lugar debe existir un dispositivo médico implantable que disponga de una interfaz radio a través de la cual poder conectarse. Dado que no se dispone de ningún dispositivo de tales características por ser dispositivos generalmente de coste elevado y que existe la posibilidad de tener problemas con sus interfaces radio, se ha optado por fabricar un prototipo que haga las veces de marcapasos. Este dispositivo deberá tener al menos capacidad para medir la señal eléctrica del corazón y el ritmo cardíaco con una determinada precisión y para conectarse de forma inalámbrica con un dispositivo de acceso, cuya interfaz se podrá definir y modificar para cumplir con las especificaciones de seguridad del protocolo de ac-ceso H2H. Además, debe contar con un puerto para recargar su batería.

A su vez, se necesita un prototipo del dispositivo de acceso inalámbrico. Este, de la misma forma que el marcapasos, deberá tener capacidad para medir la señal eléctrica del corazón y el ritmo cardíaco, conectarse al marcapasos de forma ina-lámbrica y recargar su batería, además de una serie de funciones adicionales de interfaz de usuario. Estas incluyen una pantalla táctil a través de la cual introducir comandos y visualizar los ECG y las constantes vitales del paciente.

Ambos dispositivos tienen en común gran parte de las funciones que deben rea-lizar, como son la adquisición de la señal cardíaca, la comunicación inalámbrica, la carga de las baterías y el procesado de los datos. La única diferencia entre los dos es la presencia de una interfaz de usuario en el dispositivo de acceso. Por ello, se prefiere desarrollar un único sistema electrónico para ambos dispositivos que

Marcapasos/Dispositivo de accesoAnálisis de requisitos

10

contiene la electrónica que realiza las funciones comunes, y al que se puede agre-gar las funciones adicionales en el caso del dispositivo de acceso. De esta forma se simplifica el desarrollo y se reducen los costes de la plataforma.

Finalmente, para recargar las baterías de los dos dispositivos se necesita una fuente de alimentación específica que cumpla con unos requisitos de seguridad mínimos.

2.1 Marcapasos/Dispositivo de acceso2 .1 .1 Cifrado y control de accesoPara que el dispositivo de acceso pueda leer y modificar la configuración de un dispositivo médico implantable necesita realizar dos pasos: abrir un canal de co-municación con el IMD y ser autorizado por este último para manipular su con-figuración.

Comunicación seguraEn primer lugar, y antes de intercambiar cualquier tipo de información entre los dos dispositivos, es necesario establecer un canal de comunicación seguro entre ambos. Cuando dos sistemas quieren establecer un canal de comunicación seguro lo que hacen es utilizar algún tipo de clave para cifrar los datos que se transmiten entre ambos. Existen varios mecanismos para realizar este cifrado:

Criptografía simétricaAmbos dispositivos conocen de antemano una única clave que utilizan para cifrar y descifrar los datos. Este método tiene la desventaja de que los dos tienen que tener almacenada una copia de esa contraseña o bien compartirla previamente a través de un canal no seguro.

Criptografía asimétricaCada dispositivo dispone de un par de claves, una pública y otra privada. Cuando uno de ellos quiere enviar información confidencial al otro dispositivo, utiliza la clave pública del destinatario. El mensaje cifrado sólo puede ser leído por este úl-timo, ya que es el único que posee la clave privada capaz de descifrar el mensaje. De esta manera se elimina la necesidad de contar con claves precompartidas por los dispositivos o de enviar la información previamente por canales no seguros.

Sin embargo, este mecanismo tiene una vulnerabilidad en el proceso de intercam-bio de claves públicas. Si este proceso es interceptado, un tercer dispositivo ata-cante puede colocarse en medio de la comunicación y sustituir las claves públicas

Marcapasos/Dispositivo de acceso

11

por las suyas propias, pudiendo así descifrar la comunicación en ambos sentidos sin que ninguno de los otros dos dispositivos se dé cuenta del ataque. Este tipo de ataques son conocidos como ataques “man-in-the-middle”.

En el caso de un dispositivo médico implantable, almacenar una clave en cada uno de ellos no se considera una opción viable, ya que implicaría que el dispositivo de acceso debería tener almacenadas las claves de todos y cada uno de los IMDs exis-tentes, o bien ser capaz de acceder de forma remota a algún tipo de base de datos. Esto último implicaría a su vez la existencia de un servicio de almacenamiento y distribución de claves que conlleva una serie de problemas de seguridad, necesita-ría mantenimiento y dependería de la posibilidad de acceder a la red por parte del dispositivo de acceso.

Por otro lado, el uso de métodos de criptografía asimétrica tampoco es una buena opción ya que se abre la posibilidad de sufrir ataques de intercepción de claves públicas. Este tipo de ataques se evitan a través del uso de infraestructuras de clave pública, a través de las cuales una entidad certificadora se encarga de asegurar al remitente que la clave pública con la que va a cifrar el mensaje pertenece realmente al destinatario, por lo que si un tercero intenta sustituir la clave para interceptar la comunicación el remitente se dará cuenta de que está siendo atacada. De la misma manera, la existencia de esta infraestructura implica la existencia de un servicio de almacenamiento y distribución de certificados digitales con los mismos problemas que el anterior.

Touch-to-accessExiste una solución a este problema que aprovecha la naturaleza de los dispositivos médicos a los que se quiere acceder. La gran mayoría de ellos tienen capacidad para medir determinadas constantes vitales ya que utilizan esas medidas para realizar su función. Por ejemplo, una bomba de insulina puede estar midiendo continua-mente el nivel de glucosa de un paciente o, como en este caso, un marcapasos puede medir la señal eléctrica del corazón y la frecuencia cardíaca para evaluar el estado del paciente y aplicarle las descargas eléctricas que necesite.

Si de alguna forma fuera posible generar una fuente de números aleatorios a partir de esas señales, se podría obtener una fuente de contraseñas utilizando esos núme-ros. Si el dispositivo de acceso quisiera establecer un canal seguro con el IMD, tan sólo tendría que ser capaz de medir la misma señal que él para generar la misma fuente de contraseñas.


12

Este mecanismo hace que la presencia de contacto físico con el paciente sea de alguna manera la contraseña que autoriza al dispositivo de acceso a acceder a la configuración del IMD a través de un canal previamente establecido. Se intenta seguir una regla de sentido común: la posibilidad de tener contacto físico con una persona implica la posibilidad de hacerle daño o curarle.

Heart-to-heartEn el caso del marcapasos, se ha demostrado que hay suficiente aleatoriedad en la variación de la frecuencia cardíaca como para generar una fuente de números aleatorios lo suficientemente buena para generar contraseñas seguras sin requisitos muy elevados de capacidad de cálculo y gasto de energía, factores clave en el dise-ño de este tipo de dispositivos.

2 .1 .2 Adquisición de la señal cardíacaComo hemos visto, necesitamos que tanto el marcapasos como el dispositivo de acceso sean capaces de medir la frecuencia cardíaca para generar un flujo de bits aleatorios y establecer la conexión. La arquitectura H2H puede funcionar en prin-cipio con cualquier constante vital, pero en este caso el desarrollo se centra espe-cíficamente en el uso de la señal eléctrica producida por el corazón, representada mediante un electrocardiograma (ECG). Dicha señal procesada de una determi-nada forma constituye un flujo de números aleatorios adecuado para realizar las tareas de autenticación.

Naturaleza de la señal cardíacaNeuronas y potenciales de acción Todas las células animales están eléctricamente polarizadas, es decir, mantienen una diferencia de tensión a ambos lados de su membrana celular, conocido como el potencial de membrana. Un potencial típico de una membrana de una célula animal es de unos -65 mV o -70 mV en las neuronas, aunque suele llegar a los -90 mV en las células musculares. Esta tensión depende del equilibrio de varios tipos de iones que la atraviesan gracias a la existencia de canales y bombas iónicas, que son estructuras proteínicas incrustadas en la membrana.

En la mayor parte de células esta tensión permanece constante la mayor parte del tiempo. Sin embargo, existen células activas como las neuronas en el sentido de que sus tensiones fluctúan y se transmiten a lo largo de las mismas. Estas fluc-tuaciones reciben el nombre de potenciales de acción, y muestran normalmente una forma típica en la que se distinguen dos eventos: una despolarización y una repolarización de la membrana. Su duración suele estar en el orden de los milise-


13

gundos en las neuronas cerebrales aunque puede llegar a durar varios segundos en otro tipo de células.

Estos potenciales de acción son normalmente propagados a través de la célula hacia el resto de células vecinas. A través del intercambio de iones o neurotrans-misores, la célula anterior provoca que la membrana celular de la siguiente célula se despolarice (es decir, alcance valores cada vez más positivos) mediante la activa-ción de canales iónicos. Cuando se alcanza un umbral de despolarización, que sue-le estar en torno a los -55 mV en una neurona típica, se desencadena un potencial de acción en esa célula y continúa propagándose la señal.

Sistema de conducción eléctrica del corazónLa contracción muscular en todos los animales se realiza por medio de la pro-pagación de potenciales de acción hacia los tejidos musculares. En el caso de los músculos esqueléticos, las señales se generan en la corteza motora del cerebro y se transmiten a través de una neurona motora hasta el conjunto de fibras musculares inervadas por dicha neurona, formando lo que se denomina una unidad motora.

En el caso del sistema cardíaco, existe un tipo de células que actúan como oscila-dores biológicos y que son capaces de generar potenciales de acción a una frecuen-cia determinada para controlar la contracción muscular. A través de dichos po-tenciales de acción estas células controlan la frecuencia cardíaca, actuando como

marcapasos naturales.

El nódulo sinoauricular (SA), situado en la pared de la aurícula derecha cerca de la vena cava superior, constituye el marcapasos natural del corazón. Este se encuentra inervado por multitud de fibras nerviosas del sistema nervioso autónomo, tanto del sistema simpático como del sistema parasimpático.

En ausencia de estímulos externos, ya sean neuronales u hormonales, las cé-lulas del nódulo generan señales a una velocidad de alrededor de 100 pulsos/min. Sin embargo, la acción de las an-teriores fibras nerviosas y de determi-Figura 2 - Sistema de conducción eléctrica cardíaca


14

nadas hormonas modulan su frecuencia. La estimulación por parte de las fibras parasimpáticas (nervio vago) causa una disminución de la frecuencia cardíaca, mientras que la estimulación por parte de las fibras simpáticas causan un aumen-to de la misma. Además, las fibras simpáticas pueden aumentar la fuerza de las contracciones ya que también irrigan parte del miocardio auricular y ventricular. A través de la influencia del sistema nervioso autónomo se modifica la frecuencia cardíaca en reposo generada por el nódulo sinoauricular, que suele quedarse en torno a los 60 y 70 pulsos/min.

Cuando la frecuencia cardíaca está controlada por el nódulo sinoauricular se dice que un el corazón de un individuo está en ritmo sinusal.

El impulso generado se propaga por la aurícula derecha y a través del haz de Bachmann hacia la aurícula izquierda, estimulando las fibras nerviosas de ambas para contraerse. El haz de Bachmann es un tracto de células cardíacas que propaga el impulso eléctrico mucho más rápidamente que el miocardio que le rodea, de forma que permite al estímulo llegar a ambas aurículas al mismo tiempo y que su contracción esté sincronizada.

A la vez que la señal se propaga por las aurículas, viaja también por otra serie de vías rápidas llamadas tractos internodales hacia el nódulo atrioventricular (AV). Este se encuentra en la parte inferior del septo interauricular, la pared que separa ambas aurículas. Este nodo introduce un retraso en la señal de aproximadamente 120 ms, el cual es crítico ya que permite que las aurículas viertan la sangre en los ventrículos antes de los ventrículos finalmente se contraigan.

El nódulo atrioventricular tiene además capacidad de generar potenciales de ac-ción en caso de no recibir estimulación por parte del nódulo sinoauricular por algún motivo, ya sea por un fallo en el mismo o por un bloqueo de la señal en los tractos internodales. Esto le permite tomar el control como marcapasos secunda-rio del corazón cuando el nódulo sinoauricular no es capaz de controlar la frecuen-cia cardíaca. La frecuencia a la que genera pulsos es algo menor, y se encuentra entre los 40 y 60 pulsos/min.

Esta ligera diferencia es la que permite al nódulo sinoauricular, que genera mayor cantidad de pulsos por segundo, controlar la contracción cardíaca cuando funcio-na correctamente. Los potenciales de acción que llegan al nódulo atrioventricular reinician su ciclo de generación de potenciales de acción, de forma que no tiene


15

tiempo suficiente para generar sus propios impulsos antes de que el nódulo sinoa-uricular envíe el siguiente.

A continuación, la señal se propaga a través de otro tracto especializado llamado haz de His. Este se divide en dos ramas a través del septo interventricular: la rama derecha, que activa al ventrículo derecho; y la rama izquierda, que se subdivide en los fascículos izquierdos anterior y posterior, los cuales activan al ventrículo izquierdo. Ambas siguen ramificándose a lo largo de las paredes ventriculares en las llamadas fibras de Purkinje, que estimulan grupos individuales de células del

miocardio para contraerse.

Si ambos nódulos fallan a la hora de iniciar los impulsos eléctricos, las fibras de los ventrículos pueden activarse por sí mismas de la misma forma a una ve-locidad de entre 20 y 40 pulsos/min.

Ciclo de despolarización-repolariza-ción y potenciales de superficieTodos estos potenciales de acción que se van propagando a lo largo del mio-cardio son los responsables de activar la contracción de las fibras musculares. La actividad eléctrica provocada por la suma de todos estos potenciales de ac-ción cardíacos generan corrientes que fluyen a través del tórax, que se puede

modelar como un medio conductor pasivo uniforme. Las tensiones medidas en la superficie externa de este medio (es decir, en la superficie corporal del paciente) son concidas como electrocardiogramas (ECGs).

La forma de esos potenciales de acción cardíacos es ligeramente distinta en las di-ferentes zonas del corazón, y ocurren de forma no simultánea, lo que da a la señal su forma característica.

ElectrocardiogramaEn un electrocardiograma de superficie se realiza una medida de la tensión eléc-trica entre dos puntos de la superficie corporal de un individuo. En función de la posición de los puntos de medida, establecidos mediante la aplicación de electro-

Figura 3 - Potencial de acción


16

dos sobre el cuerpo del paciente, se obtienen diferentes electrocardiogramas que representan distintos puntos de vista del vector de campo eléctrico generado por la actividad cardíaca. A cada medida de tensión realizada entre dos puntos cualquiera se le denomina derivación.

Es necesario destacar la diferencia entre electrodo y derivación, ya que estos dos términos se suelen confundir: un electrodo es el elemento físico que está en con-tacto con el cuerpo y hace de interfaz entre el paciente y el sistema de medida. Una derivación es la medida de la tensión entre dos puntos de la superficie corporal del individuo, y constituye una señal. Un electrocardiograma de 12 derivaciones estándar (12 señales) utiliza 10 electrodos para realizar la medida.

En un ECG típico se pueden distinguir varios elementos característicos que se corresponden con eventos determinados que ocurren durante cada ciclo de despo-larización y repolarización cardíaca.

• Onda P: la conducción del impulso eléctrico a través de las aurículas aparece en el electrocardiograma como una pequeña elevación en la señal normal-mente de entre 0.05 y 0.25 mV, y con una duración inferior a los 80 ms.

• Intervalo PR: es el lapso de tiempo que va desde el comienzo de la onda P has-ta el inicio del complejo QRS. Representa el tiempo que el impulso eléctrico tarda en viajar desde el nódulo sinoauricular a través del nódulo atrioventri-cular y suele durar entre 100 y 200 ms.

• Complejo QRS: representa la despolarización de ambos ventrículos. Estos poseen una masa muscular significativamente grande comparada con las au-

Figura 4 - Onda típica de un ECG


17

rículas, por lo que el complejo QRS tiene una amplitud mucho mayor que la onda P. Suele durar normalmente entre 60 y 100 ms.

• Segmento ST: conecta el complejo QRS con la onda T. Representa el tiempo durante el que los ventrículos permanecen despolarizados.

• Onda T: representa la repolarización de los ventrículos y normalmente tiene una duración de unos 150 ms.

Se define la frecuencia cardíaca como la inversa del intervalo de tiempo entre los máximos de dos complejos QRS consecutivos.

Derivaciones periféricas y precordiales . Triángulo de EinthovenLas derivaciones que se usan normalmente para realizar electrocardiogramas se pueden dividir en dos tipos: periféricas y precordiales.

PeriféricasSon derivaciones que aportan información de las tensiones en el plano frontal. Los electrodos con los que se miden están localizados en las extremidades del pa-ciente: uno en el brazo izquierdo (LA), otro en el derecho (RA) y otro en la pierna izquierda (LL). Estos puntos forman los vértices del denominado triángulo de Einthoven.

Derivaciones bipolares:

• Derivación I: mide la tensión entre el LA (positivo) y el RA (negativo).

• Derivación II: mide la tensión entre el LL (positivo) y el RA (negativo).

• Derivación III: mide la tensión entre el LL (positivo) y el LA (negativo).

Existe otro grupo de derivaciones que se extraen de los mismos electrodos que las anteriores, pero utilizan el llamado terminal central de Wilson (WCT). Este es un electrodo virtual que representa el centro eléctrico del corazón, y cuyo potencial se calcula realizando la media de la tensión de los otros tres electrodos.

Derivaciones unipolares aumentadas:

• Derivación aVR: mide la tensión entre el RA (positivo) y el WCT.


18

• Derivación aVL: mide la tensión entre el LA (positivo) y el WCT.

• Derivación aVF: mide la tensión entre el LL (positivo) y el WCT.

PrecordialesSon derivaciones que aportan información de las ten-siones en el plano transversal, perpendiculares a las anteriores. Seis electrodos actúan como polos positi-vos para las seis derivaciones correspondientes (V1, V2, V3, V4, V5 y V6), mientras que se usa el WCT como polo negativo.

En la mayoría de sistemas electrónicos de electrocar-diografía se incluye también un electrodo adicional en la pierna derecha (RL) que se utiliza para conectar al paciente a masa o para realizar funciones especiales con el objetivo de mejorar la relación señal-ruido de las medidas.

ElectrodosPara ser capaces de medir las tensiones, y en conse-cuencia, las corrientes que atraviesan el cuerpo nece-sitamos proporcionar una interfaz entre el paciente y el aparato electrónico de medida. El elemento que se encarga de crear esa interfaz es el electrodo. Un elec-trodo realiza una función de transducción, ya que los portadores de la corriente en el cuerpo son iones, mientras que los del electrodo en sí, los cables y el dispositivo de medida son electrones. El electrodo debe servir por tanto como transductor para transformar una corriente iónica en una electrónica.

El intercambio de corriente del cuerpo al electrodo se realiza en la interfaz electro-do-electrolito. El electrolito es una solución que contiene iones en suspensión, y el electrodo es un elemento metálico. Para que la carga cruce la interfaz es necesario que ocurra alguna reacción química, ya que no hay electrones libres en el electro-lito y no hay ni cationes ni aniones libres en el electrodo.

El electrolito es una solución que contiene cationes del metal del electrodo y anio-nes de otro elemento. El material del electrodo en la interfaz tiene la capacidad de oxidarse y descargar un catión en el electrolito, dejando electrones libres en el

Figura 5 - Derivaciones periféricas bipolares


19

metal. De la misma forma, los aniones del electrolito pueden oxidarse y liberar uno o varios electrones al metal. De esta forma se puede generar una corriente en el sentido electrolito-electrodo. Es necesario tener en cuenta que estas reacciones son reversibles y que las reacciones de reducción inversas (de derecha a izquierda en las ecuaciones) también pueden ocurrir, permitiendo circular una corriente en el sentido opuesto: electrodo-electrolito.

Una característica fundamental de los electrodos se pone de manifiesto si conside-ramos lo que ocurre al introducir un trozo de metal (el electrodo) en una solución que contiene cationes de ese metal (electrolito). Si se quiere mantener la neutrali-dad de carga en la solución, también debe contener un número igual de aniones. Cuando el metal entra en contacto con la solución, inmediatamente se produce la reacción de la primera ecuación. En función de las condiciones de concentración iniciales y de las condiciones de equilibrio de esa reacción la concentración local de iones en la interfaz cambia, y la neutralidad de carga ya no se mantiene en esa región. Por tanto el electrolito que rodea a la interfaz ya no está al mismo potencial que el resto del electrolito y aparece una tensión en continua denominada poten-cial normal de electrodo, que es necesario tener en cuenta a la hora de diseñar el sistema electrónico que se conecte al mismo.

Tipos de electrodosExisten dos modelos teóricos de electrodo según su comportamiento cuando una corriente los atraviesa. En los electrodos perfectamente polarizables no hay una

Figura 6 - Electrodos de Ag/AgCl


20

corriente real a través de la interfaz. Hay movimiento de cargas, pero esta corriente es una corriente de desplazamiento y el electrodo se comporta como si fuera un condensador. En los electrodos perfectamente no polarizables la carga pasa libre-mente a través de la interfaz electrodo-electrolito sin requerir energía para realizar la transición.

Ninguno de estos dos tipos de electrodos puede ser fabricado en la práctica, aun-que pueden fabricarse algunos electrodos reales muy similares. Uno de los elec-trodos más utilizados es el electrodo de plata/cloruro de plata (Ag/AgCl). Sus características se aproximan a las de un electrodo perfectamente no polarizable y se pueden encontrar con facilidad en el mercado. Comúnmente se fabrican en forma de parches, recubriendo un sustrato de plástico con una fina capa de plata cuya cara externa se convierte en cloruro de plata. Esta entra en contacto con el cuerpo a través de un electrolito en forma de gel.

Sistema electrónicoSeñal ECGLas señales recogidas por los electrodos son tensiones de pequeña amplitud, de alrededor de 1 mV, que aparecen sobre offsets y ruido elevados. Los electrodos de Ag/AgCl pueden presentar offsets de hasta 300 mV a causa de su potencial normal de electrodo [3]. Además, los sistemas electrónicos se ven afectados por un ruido que puede ser de varios órdenes de magnitud mayor que la señal a adquirir. Las principales fuentes de ruido en un ECG son [4]:

• Interferencia de la red eléctrica: ruido de 50 o 60 Hz que se acopla al sistema de medida desde la red eléctrica en forma de ruido en modo común.

• Interferencias electromagnéticas: emisiones de radio, televisión, instalaciones eléctricas, tubos fluorescentes, etc.

• Baseline wandering: el nivel de continua de la señal fluctúa por diversos mo-tivos. Entre ellos se encuentran la variación de la resistencia de la interfaz piel-electrodo, un posible mal contacto de los electrodos o la respiración del paciente.

• Ruido por movimiento: se genera ruido adicional por el movimiento del elec-trodo respecto de la piel, y por el movimiento de los cables que conectan los electrodos al sistema electrónico. Este ruido concentra la mayor parte de su energía entre los 0 y 20 Hz.


21

• Ruido muscular: siempre hay algo de músculo esquelético entre dos electro-dos que forman una derivación del ECG. Cada vez que se contrae, genera su propia señal electromiográfica que puede aparecer como ruido en el ECG.

Técnicas de adquisiciónEs necesario maximizar la relación señal a ruido y mantener al mínimo la dis-torsión de la señal. Para ello en los diseños electrónicos se utilizan una serie de técnicas [4]:

• Amplificación diferencial: para eliminar el ruido de la red eléctrica que se acopla a la señal ECG se utilizan configuraciones diferenciales. Este método mide dos tensiones en dos electrodos diferentes y obtiene la diferencia entre ellas. De esa forma, cualquier señal común a los dos puntos (en este caso, la interferencia EM provocada por la red) se elimina y sólo se extrae la señal deseada. Uno de los parámetros más importantes que determina la calidad de esa medida es la relación de rechazo al modo común (CMRR), que determina la capacidad de un amplificador diferencial de rechazar señales de modo co-mún presentes en su entrada. Este valor suele estar cerca de los 90 o 100 dB en este tipo de dispositivos. Para tener una referencia de potencial, se coloca un tercer electrodo en otro lugar del cuerpo del individuo.

• Impedancias de entrada elevadas: la impedancia de fuente del modelo eléctri-co de la piel puede variar desde las decenas de kiloohmios hasta varios megao-hmios para la piel muy seca. Con el fin de evitar efectos de carga se requiere que la impedancia de entrada del sistema electrónico sea muy elevada, llegan-do a alcanzar valores de gigaohmios o incluso teraohmios.

• Filtrado: para minimizar el ruido se filtra la banda de paso de la señal. Según la espeficiación IEC, el ancho de banda requerido para una ECG va de 0.5 a 150 Hz. Además, se puede eliminar ruido de la red eléctrica añadiendo un filtro a 50 o 60 Hz después de la conversión analógico-digital.

• Right Leg Drive: uno de los métodos que existen para aumentar la CMRR consiste en aplicar al paciente una tensión determinada a través de un electro-do extra con el objetivo de atenuar el ruido de la red eléctrica.

• Diseño electrónico de bajo ruido: es necesario realizar una buena distribución de los componentes electrónicos y pistas del circuito impreso para minimizar la presencia de ruido en el sistema de adquisición.


22

Requisitos de diseñoExisten una serie de requisitos que debe cumplir un sistema electrónico de electro-cardiografía. Impedancias de entrada a 10 Hz de mínimo 2.5 Mohm y corrientes máximas hacia el paciente de 1 uA o hasta 10 uA en caso de fallo del sistema, así como otras restricciones de diseño relativas a la precisión de la medida y la segu-ridad del paciente [4].

ConclusionesTanto el dispositivo de acceso como el marcapasos deben ser capaces de medir la frecuencia cardíaca con suficiente precisión. Para ello, es necesario adquirir el elec-trocardiograma del paciente, buscar los máximos de los complejos QRS (llamados picos R) y medir la duración entre los picos consecutivos. Existen otros métodos para medir la frecuencia cardíaca, aunque este es el que proporciona la mejor pre-cisión necesaria para realizar la autenticación.

Más concretamente, no existe una técnica de medición remota capaces de generar tasas de error de acceso tan buenas como el electrocardiograma. De hecho, hay evidencias de que el mejor método de medición remota, la fotopletismografía (PPG), que detecta ligeros cambios de color en la piel causados por la variación temporal de la concentración de sangre en su superficie, obtiene las mismas tasas de error que las que se obtienen probando al azar. Por ello se puede concluir que la medición remota de la frecuencia cardíaca no representa una amenaza al protocolo H2H.

Hay algunas consideraciones a la hora de realizar esta medida en relación con la implementación del protocolo:

La señal debe estar muestreada a una velocidad suficiente para que el error come-tido en la medida del instante en el que se produce el máximo no sea significativo. Se considera que una tasa de muestreo de 1 kHz es suficiente para evitar este problema [5].

Como solamente se necesita la frecuencia cardíaca y no es necesaria información adicional acerca del campo eléctrico generado por el corazón, sólo es necesario utilizar una única derivación para obtenerla. Además, el sistema es independiente de la derivación que se utilice ya que la frecuencia cardíaca se puede extraer de cualquiera de ellas [1]. Por comodidad, es más conveniente utilizar alguna de las derivaciones periféricas bipolares.


23

El dispositivo debe implementar un sistema de adquisición de la señal cardíaca que tenga en cuenta las técnicas descritas anteriormente para obtener el electro-cardiograma de un paciente con la suficiente precisión y relación señal a ruido que permita extraer la información necesaria de su frecuencia cardíaca, así como las restricciones de seguridad eléctrica. Se utilizarán electrodos de parche desechables de Ag/AgCl, ya que son los más utilizados, son baratos y fáciles de encontrar.

2 .1 .3 Comunicación inalámbricaLos marcapasos comerciales y otros tipos de dispositivos médicos implantables funcionan generalmente en dos bandas de frecuencia. La primera, pensada para comunicaciones de corta distancia, se encuentra alrededor de los 175 kHz. La segunda, llamada banda MICS (Medical Implant Communications) se extiende entre los 402 y los 405 MHz.

Las interfaces de comunicación que se diseñan en estos sistemas son de naturaleza cerrada y difíciles de implementar. Además, utilizarlas podría ser peligroso si algún paciente con un IMD real se aproxima al lugar en el que se realicen las pruebas.

Dado que en este caso se va a fabricar un prototipo que va a hacer las veces de marcapasos y no hay que ceñirse a las restricciones que el diseño de un dispositivo implantable real impone, se puede elegir la banda de frecuencias y la interfaz de comunicación que sea más conveniente.

Por ello, se prefiere utilizar una tecnología radio que sea fácil de implementar, esté documentada y sea accesible, y utilice una de las bandas ISM en lugar de las bandas reservadas para dispositivos médicos reales.

Los dispositivos deben incluir un módulo de comunicaciones que constará de una interfaz radio y su antena.

2 .1 .4 Alimentación y bateríaAmbos dispositivos necesitan una fuente de energía portátil recargable para llevar a cabo su funcionamiento.

El diseño de los dos dispositivos debe incluir por tanto una batería y un módulo cargador que se encargará de regular la tensión y corriente de carga entregadas por una fuente de alimentación externa.

Funciones adicionales del dispositivo de accesoAnálisis de requisitos

24

Nivel de cargaEl dispositivo debería ser capaz de conocer y mostrar al usuario cuánta carga res-tante hay en la batería en cualquier momento. El diseño, por tanto, debe incluir también un circuito de medida del nivel de carga de la batería.

2.2 Funciones adicionales del dispositivo de acceso2 .2 .1 Interfaz de usuarioPara controlar el dispositivo de acceso este debe disponer de una interfaz de usua-rio. Las funciones que se deben poder llevar a cabo son la visualización y manipu-lación de los controles de la aplicación y la visualización de la señal cardíaca y sus parámetros. Para ello, el dispositivo debe incluir una pantalla con algún mecanis-mo de entrada táctil. La pantalla deberá ser lo suficientemente grande para poder visualizar la señal de forma cómoda y poder manejar fácilmente con los dedos los controles de la aplicación. Además, debe contar con algún indicador acústico para reproducir sonidos cuando ocurran diferentes eventos.

2.3 Fuente de alimentaciónPara recargar las baterías de los dos dispositivos necesitamos disponer de una fuente de alimentación que transforme la tensión de la red eléctrica a un nivel de tensión continua determinado para que el circuito cargador de los prototipos funcione adecuadamente.

Se prefiere no utilizar cargadores USB de teléfono móvil o tablet y optar por un diseño con conectores específicos. De esta manera se evita el uso de fuentes de alimentación potencialmente peligrosas en términos de seguridad eléctrica y aisla-miento entre la red eléctrica y el cuerpo del paciente.

La fuente debe generar un nivel de tensión continua a su salida y asegurar que todos los terminales que se conectan a cualquier dispositivo que toque el cuerpo de un paciente están debidamente aislados de la parte de la fuente conectada a la red eléctrica, tanto a través de la PCB como de los transformadores que utilice.

Una vez analizados los requisitos de los dispositivos, se continúa en el siguiente capítulo a describir el diseño y la implementación de las tres versiones de la pla-taforma.

Funciones adicionales del dispositivo de acceso

25

3 Diseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

Diseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

29

3 Diseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

El desarrollo de la plataforma comienza con el diseño del primer prototipo de la plataforma hardware del dispositivo de acceso y el marcapasos.

3.1 Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasosEste primer prototipo fue desarrollado para el Texas Instruments Innovation Cha-llenge (TIIC) - Europe Design Contest 2015, por lo que varios de sus componen-tes electrónicos fueron seleccionados del catálogo de Texas Instruments sin tener en cuenta la oferta de componentes de otros fabricantes.

3 .1 .1 ArquitecturaEl sistema se divide en varios módulos:

• Front-end analógico: encargado de adaptar, capturar y enviar al microcontro-lador la señal eléctrica medida por los electrodos.

• Interfaz radio: permite crear un enlace inalámbrico entre el dispositivo de acceso y el marcapasos.

• Microcontrolador: aloja al programa principal y controla al resto de módulos.

• Alimentación: gestiona la energía del sistema. Se divide en varios submódulos:

Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasosDiseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

30

º Batería: batería LiPo.

º Fuel gauge: mide diferentes parámetros de la batería como su tensión, corriente media y carga restante.

º Reguladores de tensión: generan una serie de tensiones estables a partir de la proporcionada por la batería para alimentar al resto del sistema.

º Supervisor de tensión: controla la línea de reset del microcontrolador y le permite encenderse sólo cuando existe una tensión de alimentación estable.

Figura 7 - Arquitectura hardware del primer prototipo de dispositivo de acceso/marcapasos

Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasos

31

• Interfaz de usuario: compuesta por un indicador acústico, LEDs de notifi-cación y, en el caso del dispositivo de acceso, una pantalla táctil. Permite al usuario controlar el dispositivo.

3 .1 .2 Front-end analógicoLas tensiones que aparecen en los electrodos al ser aplicados sobre la piel de un pa-ciente deben ser adaptadas al sistema electrónico con el fin de adquirir y poder re-producir fielmente la señal, teniendo en cuenta la seguridad eléctrica del paciente.

El circuito de adquisición se divide en varias etapas:

• Seguridad eléctrica: debe existir algún elemento que limite la corriente que circula por el cuerpo del paciente a través del sistema electrónico, como re-sistencias de protección. Esta etapa siempre debe situarse entre el paciente y cualquier elemento activo del sistema.

• Filtrado: necesario para minimizar ruido e interferencias electromagnéticas y poder capturar la señal ECG con una SNR aceptable.

• Amplificación: dado que la señal ECG tiene generalmente una amplitud del orden de varios milivoltios, es necesario en muchos casos amplificarla para adaptarla al rango dinámico del conversor analógico-digital.

• Filtrado (post-amplificación): se necesita también un filtro anti-aliasing a la entrada del conversor, así como etapas de filtrado adicionales.

• Conversión: por último, la señal es convertida a digital a través de un con-versor que, dada la relativa baja frecuencia de la señal y la precisión necesaria, suele ser de tipo sigma-delta.

Nivel de integraciónExisten dos formas de implementar esta etapa de adaptación en función del nivel de integración de los distintos componentes electrónicos de todas las etapas:

• Implementación por etapas: se puede diseñar cada una de las etapas por se-parado utilizando amplificadores, filtros y conversores individuales. De esta manera se pueden ajustar muchos parámetros de cada una de las etapas del circuito.


32

• Circuito integrado dedicado: existe una serie de circuitos que integran gran parte del circuito en un solo chip, permitiendo implementar todas las etapas anteriores en un espacio más reducido y realizar un diseño menos propenso a errores.

Resolución del ADCPor otra parte, existen también dos maneras de implementar la etapa de adapta-ción en función de la resolución del conversor analógico-digital [3]:

• Baja resolución (<= 16 bits): se pueden utilizar amplificadores de bajo rui-do para amplificar la señal y poder utilizar un ADC de baja resolución, de aproximadamente 16 bits. Para realizar una implementación según esta idea, hay que incluir varios elementos: En primer lugar, se utiliza un primer am-plificador como buffer de la señal ECG y como primera etapa de ganancia. A continuación, es necesario eliminar la continua con un filtro paso alto de como máximo 0.05 Hz de frecuencia de corte para evitar saturar las siguien-tes etapas, que poseen una ganancia elevada. Después, se amplifica la señal lo suficiente para abarcar lo máximo posible del margen de tensión de entrada del ADC y por último, se incluye el filtro anti-aliasing. La ventaja de esta solución es que permite utilizar conversores de baja resolución que general-mente son más baratos y se pueden implementar con arquitecturas distintas a la sigma-delta. El inconveniente es que hay que tener cuidado para que el ruido de los amplificadores, que también es amplificado, no domine el ruido total del sistema.

• Alta resolución (>= 16 bits/24 bits): existe otra forma de implemetar el siste-ma de adquisición utilizando amplificadores de menor ganancia y un ADC de mayor resolución. Tanto en este caso como en el anterior, el rango dinámico del ADC libre de ruido es el mismo, ya que tanto el ruido como la señal se amplifican de la misma forma. Sin embargo, en este caso no es necesario incluir etapas de bloqueo de continua ni añadir ganancia adicional, lo que conlleva una disminución en el coste y el tamaño del circuito. Además, los ADCs sigma-delta utilizados en este tipo de implementación no necesitan filtros de anti-aliasing muy selectivos, por lo que se pueden sustituir por filtros RC simples.

Solución elegidaPara este desarrollo, se ha optado por utilizar un circuito dedicado por cuestiones de facilidad de diseño y espacio, ya que el sistema debe ser lo más compacto po-


33

sible. El circuito seleccionado es el ADS1291 de Texas Instruments: un front-end analógico de un canal para medidas de diferentes tipos de biopotenciales. Este circuito integrado utiliza un conversor sigma-delta de alta resolución de 24 bits.

El chip consta de un amplificador de instrumentación con una impedancia de en-trada de mínimo 100 Mohm, una relación de rechazo al modo común de mínimo -105 dB y un ruido referido a la entrada de 8 uVpp para un ancho de banda de 150 Hz. Todas estas especificaciones superan los requisitos mínimos necesarios de adquisición de la señal ECG.

El circuito integra a continuación un conversor analógico-digital sigma-delta de 24 bits con una tasa de muestreo máxima de 8 KSPS, superior a la tasa de 1 KSPS necesaria para medir con suficiente precisión la variación de la frecuencia cardíaca.

En cuanto a la comunicación, el circuito dispone de una interfaz de comunicación SPI, una línea de interrupción para avisar de la finalización de las conversiones, una línea de reset y varias líneas GPIO. Posee capacidad para funcionar con su reloj interno de 512 kHz o un reloj externo de hasta 2.048 MHz.

El circuito integrado dispone de una línea de alimentación analógica y una línea de alimentación digital, ambas alimentadas a 3.3 V través de dos reguladores li-neales.

ElectrodosLos electrodos se conectan a tres conectores hembra de banana de 4 mm alojados en la carcasa del prototipo, que a su vez se conectan a la PCB a través de un cable terminado en un conector JST-PH de tres pines.

Filtrado de entradaLos dos electrodos que forman la derivación miden una tensión diferencial en la piel del paciente. Esta señal es filtrada de dos maneras:

Filtrado diferencialUn filtro diferencial es aquel con una entrada diferencial y una salida diferencial. Una característica muy importante de un filtro diferencial es su CMRR, que se pone de manifiesto cuando se implementa un filtro de este tipo mediante dos filtros unipolares no acoplados. Idealmente, el CMRR de esta configuración es infinito, pero si se consideran las tolerancias de los componentes la frecuencia de


34

corte de los filtros necesaria para mantener un CMRR mínimo aumenta conside-rablemente, haciendo que el filtro sea menos eficiente frente al ruido.

Es interesante por tanto encontrar un tipo de filtros cuyo ancho de banda depen-da exclusivamente de la señal diferencial y no del CMRR que se quiera obtener. Este tipo de filtros se implementan basándose en filtros unipolares que se acoplan entre sí conectándolos a un punto común que no está conectado a masa. De esta forma se obtiene un CMRR infinito independientemente de las tolerancias de los componentes, ya que no hay forma que una señal en modo común produzca una señal diferencial a la salida del filtro [6].

Se ha colocado un filtro diferencial con una frecuencia de corte de aproximada-mente 250 Hz a la entrada del amplificador.

Filtrado de modo comúnUna característica del filtro diferencial implementado es que posee una ganancia en modo común de 1 a todas las frecuencias. Es decir, no realiza función de filtra-do en modo común y es necesario añadir componentes adicionales para eliminar ruido de modo común a la entrada del amplificador.

Para ello, se añaden dos condensadores de ambas entradas diferenciales del ampli-ficador a masa, formando dos filtros RC no acoplados entre sí. Esto, como se ha mencionado en el apartado anterior, provoca una disminución notable del CMRR de la etapa, pero este problema se puede evitar si la frecuencia de corte de estos dos filtros es mucho mayor que la del filtro diferencial.

Se han añadido los dos condensadores con valores que establecen una frecuencia de corte del modo común de aproximadamente 72 kHz.

Resistencias de protecciónLas dos resistencias del filtro diferencial actúan como limitadores de corriente en caso de que el amplificador de entrada sufra algún daño y deje pasar las tensiones de alimentación hacia los electrodos. En el caso peor, y en caso de fallo del dispo-sitivo la corriente máxima viene dada por 3.3 V/47 kohm = 70 uA.

Filtro antialiasingLa salida del amplificador de instrumentación del ADS1291 está disponible en dos de sus pines en forma diferencial. Esto es así para poder añadir un condensa-


35

dor, formando un filtro RC diferencial con dos resistencias de 2 kohm internas al chip. Este filtro actúa como un filtro anti-aliasing para el conversor sigma-delta.

El valor mínimo del condensador es de 4 nF y el valor recomendado por el fabri-cante de 4.7 nF, que establece una frecuencia de corte de 8.4 kHz. La frecuencia de corte se puede hacer más pequeña aumentando el valor del condensador, pero condensadores más grandes degradan la distorsión armónica total de la señal. Para 10 Hz, y el condensador recomendado, la THD es de -104 dB [7].

Aunque hay margen hasta los 150 Hz máximos de la señal ECG, se prefiere dejar el valor recomendado para no empeorar la distorsión ya que la señal se filtra tam-bién a la entrada y el posible ruido introducido por los amplificadores en la banda del filtro anti-aliasing no es significativo.

Otra consideración a tener en cuenta es la capacidad parásita de cada uno de los pines a masa. Esta debe ser minimizada y lo menos diferente posible´entre sí para evitar la degradación del CMRR. Para ello, se ha tenido especial cuidado en el di-seño de la PCB, eliminando planos de masa cerca de los condensadores, colocando a estos últimos cerca de los pines del chip e intentando trazar un circuito lo más simétrico posible.

RelojEl chip funciona con un reloj externo proporcionado por un módulo del micro-controlador que genera un submúltiplo de su propia frecuencia de reloj y saca una señal a esa frecuencia por uno de sus pines. En este caso, la frecuencia seleccionada es de 2 MHz, que es la máxima frecuencia de reloj soportada por el ADS1291.

Se ha elegido utilizar un reloj externo porque el microcontrolador utilizado dispo-ne de una salida dedicada generada a partir de su propio reloj. A su vez, el módulo SPI que se comunica con el ADS1291 utiliza una señal de reloj que es síncrona con el reloj del microcontrolador. Esto quiere decir que si se utiliza la misma fre-cuencida de 2 MHz tanto para el reloj externo como para el reloj de la interfaz serie ambos serán también síncronos. Esta es una característica deseable en los sis-temas de conversión analógico-digital ya que los flancos del reloj del puerto serie no ocurrirán durante la conversión, sino a la vez que los del reloj interno del ADC, minimizando el ruido que puede generar la comunicación digital en la captura de la señal analógica.


36

Interfaz de comunicaciónEl ADS1291 dispone de un puerto serie SPI de 4 líneas (SCLK, MOSI, MISO y CS) conectado a un puerto SPI del microcontrolador, dedicado exclusivamente a él. Además, dispone de una línea de entrada (START) para ordenar al ADC que comience las conversiones, y una línea de salida (DRDY) pensada para generar una interrupción en el microcontrolador cada vez que termina una conversión y hay datos nuevos por leer. Por último, tiene una línea de reset conectada de igual manera al microcontrolador.

La velocidad máxima del SPI viene determinada por el ADS1291, que limita la frecuencia máxima al doble de su frecuencia de reloj. Para este desarrollo una ve-locidad de 2 Mbit/s es más que suficiente, ya que el ADC envía 48 bits por cada conversión y hay una conversión cada 1 ms. A esa velocidad la trama completa se envía en 24 us, mucho menos de lo que dura el intervalo entre conversiones.

3 .1 .3 Interfaz radioEl dispositivo de acceso tiene que ser capaz de comunicarse de forma inalámbrica con el marcapasos en una banda de frecuencias ISM, utilizando circuitos que sean relativamente fáciles de integrar en el diseño. Por otra parte, sería conveniente que los dos dispositivos utilizaran una interfaz que esté incluida en otros dispositivos de consumo como teléfonos móviles o tablets para abrir la puerta a otros posibles usos.

Por ello, se ha optado por escoger el estándar Bluetooth ya que opera en la banda ISM de 2.45 GHz, existen librerías con la pila de protocolos software disponibles para varios tipos de microcontroladores y está incluido en la gran mayoría de mó-viles y tablets del mercado.

Bluetooth Classic y BLEActualmente existen dos estándares dentro de la especificación Bluetooth 4.0: Bluetooth Classic y BLE (Bluetooth Low Energy). Ambos están pensados para distintos escenarios de comunicación y por tanto tienen características diferentes [8]:

• Bluetooth Classic: este estándar se utiliza en dispositivos que necesitan una conexión mantenida en el tiempo y, generalmente, de alta velocidad.

• BLE: los dispositivos que soportan Bluetooth Low Energy están optimizados para casos de uso que necesitan conexiones esporádicas de baja velocidad.


37

Comercialmente, se dice que estos dispositivos son Bluetooth Smart. Estos no pueden comunicarse directamente con dispositivos Bluetooth Classic.

• Dual mode: por último, existe la posibilidad de que un dispositivo soporte ambos modos de comunicación. En este caso, se dice que es un dispositivo Bluetooth Smart Ready.

Módulos radio integrados vs . solución específicaNormalmente los fabricantes ofrecen módulos transceptores encapsulados en cir-cuitos integrados a los que hay que añadirles componentes externos, reguladores de tensión, etapas de adaptación y una antena. A su vez, existen también módulos prefabricados que incluyen todos estos componentes integrados en una PCB que se puede conectar a la placa principal.

Los módulos prefabricados tienen la ventaja de que reducen el tiempo de desarro-llo y su funcionamiento está ya probado, y sólo es necesario conectar la interfaz de comunicación correspondiente al microcontrolador y proporcionarle la alimenta-ción necesaria para que funcione. En algunos casos estos módulos incluyen tam-bién certificación de compatiblidad electromagnética.

Por otro lado, los desarrollos específicos realizados a partir de un circuito integra-do permiten mayor flexibilidad de diseño, mayor integración, menor tamaño, y hace que el diseño no dependa de la disponibilidad de módulos prefabricados en el mercado.

Solución elegidaEn este caso, se ha optado por realizar un desarrollo específico alrededor de un transceptor Bluetooth Classic, ya que la aplicación necesita establecer un canal de comunicación durante un tiempo relativamente largo y con una tasa de datos ele-vada. El circuito seleccionado es el CC2560 de Texas Instruments: un transceptor Bluetooth 4.0 (4.1 para la versión CC2560B).

El chip tiene un módulo transceptor a 2.45 GHz adaptado a 50 ohm, un proce-sador de información y sistemas de gestión de reloj y de alimentación. En cuanto a la comunicación, el circuito dispone de una interfaz de comunicación serie asín-crona, una interfaz PCM para la transmisión de audio y una línea de reset.

El módulo necesita un reloj rápido de 26 o 38.4 MHz y un reloj lento de 32.768 kHz con una deriva total de +-250 ppm para funcionar.


38

El chip dispone de una línea de alimentación general, utilizada entre otras cosas para alimentar las etapas de amplificación del transceptor y una línea de alimen-tación digital, que alimenta los pines de entrada y salida del módulo. La alimen-tación general está fijada a 3.3 V y la alimentación digital a 1.8 V través de dos reguladores lineales.

Etapa de salida y antenaEl CC2560 posee una salida de RF unipolar adaptada a 50 ohm, por lo que no se necesita añadir ninguna red de adaptación de impedancias ni utilizar balunes si se utiliza uno de los diseños de antenas proporcionados por el fabricante.

Los únicos elementos que se añaden entre el transceptor y la antena son un con-densador de 22 pF en serie a la línea de RF para bloquear el posible nivel de continua fijado por el circuito y un filtro paso banda centrado en 2.45 GHz con un ancho de banda de 100 MHz. Este es un filtro LC integrado en un único com-ponente diseñado específicamente para interfaces radio Bluetooth.

La antena escogida ha sido seleccionada de la nota de aplicación de Texas Instru-ments en la que se exponen diferentes diseños de antenas para varias bandas de frecuencia. Desde chips cerámicos a antenas impresas directamente en la PCB, existen diferentes formas de diseñar la antena de un sistema de RF.

Por su facilidad de implementación, su flexibilidad a la hora de ser ajustada o sustituída por otro diseño y por la posibilidad de no depender de un componente externo, se ha optado por incluir una antena en PCB. La antena escogida es una antena en “F invertida” a 2.4 GHz adaptada a 50 ohm descrita en [9] y [10].

Reguladores de tensión internosEl sistema de gestión de alimentación del chip consta de una serie de reguladores lineales de tensión para alimentar correctamente todos los circuitos internos. De cara a la implementación, lo único que es necesario hacer es añadir los condensa-dores de desacoplo recomendados por el fabricante en cada una de sus entradas y salidas.

RelojesPara el reloj rápido se ha elegido el cristal de 26 MHz NX3225GA-26.000, que es similar en características al de la nota de aplicación del chip. Para el reloj lento, se utiliza una salida de reloj del microcontrolador que genera la señal de 32.768 kHz.


39

Esta se genera a partir de un cristal con una tolerancia de +-20ppm, por debajo de la deriva máxima permitida por el estándar Bluetooth.

Interfaz de comunicaciónEl CC2560 se comunica con el microcontrolador a través de una interfaz serie asíncrona con control de flujo hardware, es decir, una UART de cuatro líneas (RX, TX, RTS y CTS). Además posee una línea de reset conectada también al microcontrolador.

El microcontrolador está alimentado a 3.3 V, y por tanto todas sus señales trabajan a esa tensión. Sin embargo, la alimentación de las entradas y salidas del transceptor es de 1.8 V, por lo que se necesita incorporar un traductor de tensión entre ambos circuitos. En este caso se ha elegido el traductor de tensión bidireccional de 6 bits TXB0106 de Texas Instruments. A través de este se conectan las 4 señales de la interfaz serie, la señal del reloj de 32.768 kHz y la línea de reset.

3 .1 .4 MicrocontroladorLos dispositivos médicos implantables tienen unas especificaciones de consumo muy restrictivas, ya que sólo se puede acceder a sus baterías mediante intervención quirúrgica. Por ello, el microcontrolador escogido debe ser de bajo consumo, ya que la plataforma está pensada para ejecutar algoritmos que deben ir implemen-tados en un marcapasos.

El microcontrolador debe tener interfaces de comunicación para comunicarse con todos los demás módulos del sistema. Debe incluir dos módulos de comunicación serie síncrona SPI, un módulo UART, un módulo I2C, así como suficientes pi-nes de entrada y salida para conectar la interfaz de la pantalla. Además, tiene que disponer de una salida PWM para el indicador acústico y varios GPIOs para los LEDs de indicación.

Además, el chip debe incluir dos salidas de reloj de 2 MHz y 32.768 kHz para el front-end analógico y la interfaz radio respectivamente. El de 32.768 kHz es generado por un oscilador con el cristal mencionado en el apartado de relojes de la interfaz radio.

Por último, es conveniente que el chip integre un módulo hardware de cifrado AES para evitar tener que realizar las operaciones por software y optimizar el con-sumo y la velocidad durante su utilización.


40

Solución elegidaEl microcontrolador escogido es el MSP430FR5972. Tiene un consumo de apro-ximadamente 100 uA/MHz, llegando a los 40 nA en el modo de más bajo con-sumo. Cuenta con las interfaces y salidas necesarias, incluyendo los dos relojes. Además, contiene un coprocesador para cifrado AES de 128 o 256 bits, así como un multiplicador hardware de 32 bits. Tiene una frecuencia máxima de 16 MHz.

ProgramaciónPara programar al microcontrolador hace falta una interfaz de comunicación a través de la cual un dispositivo programador pueda descargar el archivo bina-rio que contiene el código del programa al chip. Este microcontrolador cuenta con una interfaz estándar JTAG, que utiliza 5 líneas (TDO, TDI, TMS, TCK y JTAG_RST) para conectarse a un dispositivo programador MSP-FET430UIF mediante un conector de 14 pines.

RelojEl reloj principal del sistema es generado con un cristal E3SB16.0000F09G11AE de 16 MHz similar al de la nota de aplicación del microcontrolador. El reloj de la interfaz radio se genera a partir de otro cristal AB26T-32.768KHZ de 32.768 kHz.

Alimentación y resetEl chip está alimentado a 3.3 V a través de uno de los reguladores lineales. El reset está controlado por un supervisor de tensión que impide que se encienda si la ten-sión cae por debajo de un umbral, aunque también está controlado por una línea del JTAG para controlar el proceso de programación.

3 .1 .5 AlimentaciónAmbos dispositivos deben contar con un sistema de gestión de energía para ali-mentar correctamente el sistema, cargar las baterías y medir el nivel de carga res-tante en las mismas.

BateríaExisten varias clases de baterías, aunque la opción más viable es la batería de po-límero de litio (LiPo). Estas tienen la mayor densidad de energía, por lo que po-demos reducir el tamaño del dispositivo, y son las más empleadas en electrónica de consumo. Uno de sus inconvenientes es que requieren que la carga y descarga se realice de manera controlada debido a su inestabilidad, sobre todo en caso de cortocircuitos o sobrecalentamiento. Sin embargo existen multitud de circuitos


41

integrados que realizan estas tareas de forma automática, haciendo que la integra-ción de este tipo de baterías en el diseño sea bastante sencilla.

La batería usada para dar energía a los dispositivos es una batería LiPo de 1050 mAh. La capacidad máxima no es un problema crítico ya que el sistema, aún siendo portátil, no necesita funcionar durante mucho tiempo antes de tener que ser recargado.

Haciendo una estimación pesimista a partir de los consumos máximos de todos los módulos, que alcanzan aproximadamente los 250 mA, se calcula una autono-mía teórica de unas 4 horas.

Cabe añadir que la capacidad nominal de la batería no representa la capacidad real en un caso de uso normal, y que esta viene determinada por múltiples factores: la corriente de carga y descarga, las tensiones de funcionamiento y terminación, la temperatura, el envejecimiento, y otras muchas causas que hacen que la capacidad real sea inferior a la nominal. Haciendo otra estimación desde el caso improbable de que la capacidad real sea del 50% de la nominal, la batería proporciona una autonomía de alrededor de 2 horas, aún suficiente para realizar una gran cantidad de medidas.

Hay que tener en cuenta que estas estimaciones se han hecho utilizando el consu-mo máximo de todos los módulos funcionando simultáneamente, que es mucho mayor que el consumo normal del sistema en un caso de uso real, por lo que se pueden alcanzar autonomías mayores.

Este tipo de baterías viene con un circuito de protección contra sobretensión, so-brecarga y cortocircuitos, por lo que no es necesario incluirlos en el sistema.

La batería se conecta al dispositivo a través de un conector JST-PH de 2 pines. El encendido y apagado del sistema se controla mediante un interruptor mecánico que conecta y desconecta la batería.

CargadorEn este primer prototipo, el circuito cargador está localizado en la fuente de ali-mentación. Esta se conecta al dispositivo de acceso y al marcapasos a través de un conector JST-PH de 3 pines.


42

Fuel gaugePara medir el nivel de carga restante de una batería de polímero de litio no basta con medir la tensión en bornas de la misma. La tensión de salida de la batería depende del nivel de carga, pero también depende fuertemente de la corriente de carga y descarga, de la temperatura, del envejecimiento y de otras tantas variables. Por ello es necesario disponer de un circuito especializado dedicado a monitorizar la batería que tenga en cuenta dichos parámetros.

Varios fabricantes ofrecen circuitos integrados que utilizan algoritmos propieta-rios para calcular una serie de parámetros de la batería, como su carga restante, su impedancia interna o su estado de salud, midiendo su tensión y la corriente que entrega al sistema o recibe del cargador.

Circuito en sistema vs . circuito en packExisten dos implementaciones posibles de este tipo de circuitos. Una posibilidad es incluir el circuito de medición junto con el pack de la batería. Esta arquitectura suele realizarse con circuitos que integran el fuel gauge, funciones de protección de la batería y, en algunos casos, autenticación de baterías.

La otra posibilidad implementa el circuito en la placa principal del sistema. Estos circuitos integrados generalmente delegan las funciones de protección en el cir-cuito de la batería y se limitan a realizar las mediciones. Son más flexibles ya que permiten no depender de un diseño específico de batería que incluya el circuito de medida.

Solución elegidaPara este desarrollo se ha elegido el BQ27421-G1 de Texas Instruments. Es un circuito fuel gauge de medición en sistema para baterías LiPo de una sola celda de entre 100 y 8000 mAh. Se prefiere utilizar el esquema de medida en sistema porque no necesitan una batería específica.

El circuito consta de una serie de conversores analógico-digitales que monitori-zan continuamente la tensión de la batería y la corriente que circula por ella. La medida de corriente se traduce en tensión mediante una resistencia integrada en el chip de unos 7 mohm. A su vez, contiene un procesador de información y una interfaz de comunicación serie, así como una línea de interrupción y un detector de presencia de batería.


43

El chip se alimenta directamente de la batería que esté midiendo, por lo que per-manece siempre encendido mientras esta se encuentre conectada al sistema.

Reguladores de tensión internosHay que añadir un condensador de desacoplo del valor recomendado por el fabri-cante a la salida del regulador lineal de tensión interno de 1.8 V.

Medida de la bateríaÚnicamente hay que conectar el terminal positivo de la batería al pin correspon-diente del fuel gauge. Se añade también el condensador de desacoplo recomenda-do.

En cuanto al pin de detección de inserción de batería, dado que el pack no es ex-traíble se prefiere fijar la tensión de dicho pin a masa a través de un pulldown para informar al chip de que hay una batería conectada en todo momento.

Interfaz de comunicaciónEl BQ27421-G1 se comunica con el microcontrolador a través de una interfaz I2C (SCL, SDA). Además dispone de una línea de interrupción que informa al microcontrolador de eventos relacionados con la carga y descarga de la batería.

Reguladores de tensiónLa tensión de la batería debe ser regulada para alimentar todos los distintos módu-los del sistema. Para ello, se han establecido tres líneas de alimentación: una de 3.3 V dedicada exclusivamente a la parte analógica del front-end, una de 1.8 V para los circuitos de entrada y salida del chip Bluetooth, y una de 3.3 V para el resto del sistema, que incluye al microcontrolador, la etapa de amplificación del transceptor radio y la interfaz de usuario. La parte digital del front-end también es alimentada por este último regulador, pero está separada del resto por una ferrita para eliminar ruido de alta frecuencia.

Se descartan para el prototipo los reguladores conmutados por varios motivos:

• No se necesitan tensiones superiores a las de la batería.

• Las corrientes medias de todos los circuitos son en general pequeñas, lo que permite considerar eficiencias peores sin niveles de disipación de potencia elevados.


44

• Las tensiones de alimentación de 3.3 V están cerca de la tensión nominal de la batería de 3.7 V, lo que permite mantener una eficiencia aceptable. El caso de la de 1.8 V se puede justificar porque la corriente que suministra es pequeña.

• Son menos complejos y por tanto más fáciles de implementar, así como más baratos.

• Son menos ruidosos, característica crítica para el diseño del front-end analó-gico.

Una de los problemas de las baterías LiPo es que su tensión disminuye a medida que pierden carga. Si se utiliza un regulador lineal es necesario mantener un nivel mínimo de tensión a su entrada, lo que puede significar un menor aprovecha-miento de la capacidad total de la batería si su tensión cae por debajo de ese nivel. Por ello hay que escoger reguladores que tengan un dropout (diferencia entre la tensión de entrada y de salida) lo más pequeño posible. Considerando que una batería ha entregado la mayor parte de su energía cuando alcanza los 3.5 o 3.6 V, se necesita un dropout máximo de 200 mV en los reguladores.

CorrientesHace falta realizar una estimación del consumo de los diferentes módulos del sis-tema para escoger los reguladores adecuados:

• Front-end analógico: el ADS1291 consume 205 uA a los que hay que añadir 20 uA de la referencia de tensión interna. Se puede estimar un valor máximo de 1 mA.

• Interfaz radio: a pleno funcionamiento, es decir, en el caso de una transmisión continua utilizando EDR (Enhanced Data Rate), el CC22560 presenta un consumo de corriente máximo de 112.5 mA. Este valor se reduce a 105 uA en modo deep sleep y a un máximo de 7 uA en shutdown. Cada traductor de tensión tiene un consumo máximo de 10 uA. Se estima por tanto un valor de 115 mA de consumo máximo.

• Microcontrolador: la corriente máxima del microcontrolador es de aproxima-damente 3 mA para el modo de mayor consumo.

• Pantalla táctil: el consumo de la pantalla está determinado por el consumo de la luz trasera que, para el módulo seleccionado, presenta un máximo de 80


45

mA. El controlador de display puede consumir hasta 6 mA en determinados casos. El controlador del panel resistivo consume hasta 780 uA sobre los que aparecen picos de 50 mA de 100 ms de duración cuando se realiza una con-versión. Estos picos son lo suficientemente largos para vaciar el condensador de salida del regulador y lo suficientemente numerosos como para estimar que la corriente máxima del controlador viene determinada por ellos. En total, se estima un total de 136 mA de consumo máximo.

Solución elegidaSe han elegido dos reguladores lineales LP5907-3.3 y un LP5907-1.8 de Texas Instruments para suministrar energía a las tres líneas. Los tres pueden proporcio-nar hasta 250 mA de corriente con un dropout máximo de 250 mV.

El regulador de 3.3 V de la parte analógica del front-end va a entregar corrientes siempre inferiores a 0.5 mA, por lo que podemos considerar que su dropout no va a superar en ningún caso los 50 mV.

Los circuitos de entrada y salida del transceptor Bluetooth tienen un máximo de 1 mA, por lo que el regulador de 1.8 V también va a presentar un dropout inferior a 50 mV. En este caso existe margen para que la batería se descargue hasta 1.85 V, situación que nunca debe darse ya que no se debe descargar una batería LiPo por debajo de un umbral que suele estar en torno a los 3 V. Por lo tanto, este valor de dropout no es importante.

El regulador de 3.3 V restante es el que más corriente debe entregar de los tres. Sumando las corrientes máximas de los circuitos a los que suministra energía, se obtiene un valor de aproximadamente 115 + 3 + 136 = 254 mA, por lo que se ob-tiene un dropout máximo de aproximadamente 250 mV. Este es el que determina la tensión mínima que puede alcanzar la batería, que queda en 3.55 V.

Supervisor de tensiónUn supervisor mide la tensión de una línea de alimentación y activa o desactiva la línea de reset de otro circuito para que no comience a encenderse hasta que exista una tensión adecuada y estable en la línea.

Para gestionar el reset del microcontrolador se ha escogido el supervisor de tensión LMS33460 de Texas Instruments. Este circuito activa la señal de reset cuando la tensión cae por debajo de los 3 V.


46

3 .1 .6 Interfaz de usuarioLa interfaz de usuario es un módulo exclusivo del dispositivo de acceso. Contiene un indicador acústico, leds de notificación y una pantalla táctil.

Indicador acústicoPara implementar el indicador acústico se ha utilizado un buzzer magnético KSS-G74B16 de Kingstate. Este buzzer puede operar con una alimentación de 3.3 V y tiene una frecuencia de resonancia de aproximadamente 2.7 kHz, pero produce sonidos con suficiente volumen a lo largo de un margen de frecuencias bastante amplio.

El buzzer se excita mediante una salida PWM del microcontrolador a través de un transistor que aguanta los 90 mA de corriente media que necesita.

LEDs de notificaciónEn la placa hay 3 LEDs de colores controlados por 3 salidas GPIO del microcon-trolador a través de 3 transistores que los activan y desactivan. Cada uno de ellos representa distintos eventos:

• LED verde: enciendido y apagado del sistema

• LED amarillo: cargador de la batería conectado

• LED rojo: error genérico de software

Como cada uno de los LEDs de colores tiene una luminosidad y una tensión de codo diferente, las resistencias de limitación de corriente están ajustadas para que den la misma sensación de brillo.

Pantalla táctilEl dispositivo de acceso debe tener una pantalla táctil para mostrar al usuario una interfaz gráfica con la que poder controlar el acceso al marcapasos y dibujar las señales ECG obtenidas.

Existen varios tipos de pantallas según la tecnología que utilizan para generar sus píxels, pero las más extendidas para el rango de tamaños que necesita el disposi-tivo, que está entre las 2 y 5 pulgadas, son las TFT LCD (Thin-Film-Transistor Liquid-Crystal Display). Los píxels de este tipo de pantallas funcionan ajustando la cantidad de luz que bloquean de una fuente de luz colocada tras ellos. Tienen


47

un precio asequible y el consumo de energía se puede ajustar modulando la inten-sidad de la luz trasera.

Arquitectura de un sistema gráficoHay 4 componentes básicos que existen en un subsistema de interfaz gráfica [11]:

• Display: es el dispositivo que interpreta la representación digital de cada color y los muestra en cada píxel de la pantalla. Este componente tiene una serie de parámetros característicos como la tasa de refresco, el contraste, el tipo de luz trasera o el ángulo máximo de visión. No tiene memoria y debe ser constan-temente actualizado de forma similar a una memoria DRAM.

• Controlador de display: es el que lleva a cabo dicha tarea de actualización. Captura la información almacenada en el buffer de imagen y se la transmite al display en el formato adecuado y junto con las señales de control necesarias.

• Buffer de imagen: es una memoria que contiene los datos de la imagen que se quiere mostrar en la pantalla.

• Microcontrolador: es el encargado de decidir y escribir los datos que haya que almacenar en el buffer de imagen.

Existen varias formas de integrar estos 4 componentes, pero la más común y más sencilla de implementar es la que incluye el display, el controlador y el frame bu-ffer en un módulo que proporciona una interfaz de comunicación entre el frame buffer y el microcontrolador del sistema. Hay multitud de estos módulos en el mercado de gran variedad de tamaños y resoluciones.

Esta interfaz que ofrece el módulo puede ser de varios tipos, pero están englobados en dos categorías: serie y paralelo. Las interfaces paralelo permiten tasas de datos más altas pero tienen el inconveniente de requerir una mayor cantidad de líneas para controlar el módulo. Por el contrario, las interfaces serie tienen menos líneas digitales y pueden conectarse directamente a los submódulos hardware de comu-nicación serie del microcontrolador.

Paneles táctiles resistivos vs . capacitivosPara convertir una pantalla en una pantalla táctil se coloca encima del display una superficie resistiva o capacitiva. Las señales que genera esta superficie deben


48

ser capturadas y decodificadas para obtener las coordenadas de cada uno de los toques.

En las pantallas táctiles resistivas, cuando el usuario toca la pantalla, la resistencia de la superficie varía. Midiendo la resistencia en las direcciones horizontal y verti-cal se obtienen las coordenadas. Por el contrario, en las capacitivas lo que se pro-duce es un cambio en la capacidad local de la zona en la que se produce el toque. Midiendo esta variación se puede determinar las coordenadas del mismo.

Las superficies capacitivas pueden detectar varios puntos de presión simultánea-mente, pero son más complejas de implementar. Las resistivas sólo pueden detec-tar uno a la vez, pero su implementación es más sencilla.

Solución elegidaPara este prototipo se ha escogido un módulo TFT LCD de 2.4 pulgadas y 320x240 píxels de resolución, que incluye el display y un controlador ILI9325 con frame buffer integrado. Tiene capacidad para configurar la interfaz en modo serie o paralelo de 8 o 16 bits. Incluye también un panel resistivo gestionado por el controlador XPT2046, que posee una interfaz de comunicación serie síncrona. Además, tiene una línea de alimentación para la luz trasera y una línea de reset. El módulo se alimenta a 3.3 V.

Interfaz de comunicación con el controlador de panel resistivoEl XPT2046 dispone de un puerto serie SPI de 4 líneas (SCLK, MOSI, MISO y CS) conectado a un puerto SPI del microcontrolador, dedicado exclusivamente a él. Además, dispone de una línea de interrupción (T_IRQ) pensada para generar una interrupción en el microcontrolador cada vez que se detecta un toque en la pantalla.

Interfaz de comunicación con la pantallaSe ha optado por utilizar la interfaz de comunicación con el frame buffer en modo paralelo de 8 bits. Esta configuración utiliza 8 bits de datos y 4 bits de control (CS, RD, WR y RS), formando una interfaz paralelo I80. Todas las líneas están conectadas a pines GPIO del microcontrolador.

Luz traseraEl módulo tiene una línea que sirve para alimentar al LED que genera la luz trase-ra del display. Esta se controla desde un pin GPIO del microcontrolador a través de un transistor que soporta la corriente máxima del LED. La pantalla asegura un


49

nivel de corriente determinado cuando se fijan 3.3 V en el pin del LED, por lo que no hace falta añadir resistencias de limitación de corriente.

3 .1 .7 Diseño de la PCBLas placas de circuito impreso han sido diseñadas en la suite de diseño elec-trónico Altium Designer, trabajo que incluye la generación de esquemáticos, archivos de fabricación y BOMs. Se han tenido en cuenta ciertas considera-ciones a la hora de colocar los compo-

nentes y rutar las líneas de los circuitos.

Dimensiones y forma de la PCBEl tamaño y la forma de la PCB son los mismos que los de la placa de la pantalla. Esta última posee cuatro agujeros de montaje, por lo que se han dispuesto otros cuatro agujeros en la PCB del sistema en la misma posición. De esta forma la pan-talla se puede encajar en uno de los conectores y atornillar mediante separadores a la PCB del dispositivo para a continuación montar todo el sistema en una carcasa de plástico.

Planos de masaEs conveniente separar los circuitos digitales, que son ruidosos y generan picos de corriente durante la conmutación de sus transistores, de los circuitos analógicos, que generalmente son sensibles al ruido [12].

Uno de los métodos que existen para reducir este tipo de problemas es el uso de planos de masa. Para implementarlos se definen zonas de la PCB cubiertas com-pletamente de metal y se usan como referencia de tensión. La idea es que dichas zonas tendrán la menor resistencia e inductancia posible, lo cual minimiza las diferencias de tensión entre distintos puntos del plano provocadas por posibles picos de corriente.

Para que el uso de planos sea efectivo hay que colocar varios planos de manera que las zonas sensibles del circuito permanezcan aisladas de aquellas que produzcan co-rrientes altas. A continuación, se unen todos los planos en un punto de referencia común, normalmente lo más cerca posible de la fuente de alimentación del cir-

Figura 8 - PCB del primer prototipo del dispositivo de acceso

Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasosDiseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

50

cuito. Así se evita que las perturbaciones de corriente perjudiquen a los circuitos analógicos.

En esta PCB se ha definido un plano de masa exclusi-vo para el front-end analógico y otro para el resto del circuito, así como varios planos para cada una de las líneas de alimentación.

Fabricación y soldaduraPara el montaje de los componentes electrónicos se ha utilizado un horno de soldadura. Se ha fabricado un stencil de acero inoxidable a partir de los archivos generados para la fabricación de la PCB con el que se puede aplicar una capa de pasta de estaño sobre los pads de los componentes de montaje superficial.

Todos los componentes SMD se han colocado en la capa superior de la placa. De esta forma se evita fabricar dos stencils para colocar la pasta de estaño y se puede soldar la placa completa de una sola vez en el horno, lo que permite además que los componentes soporten altas temperaturas durante menos tiempo.

Los componentes con pines through hole han de ser colocados y soldados de forma manual a continuación. Entre ellos se encuentran los conectores y el interruptor de encendido y apagado.

BateríaSe ha dejado suficiente espacio en la cara inferior de la PCB para colocar la batería LiPo entre un hueco de la carcasa de plástico y la misma placa de circuito impreso. Todos los pines de los componentes through hole están colocados lejos del espacio en el que se aloja la batería para evitar perforaciones o cortes accidentales.

3.2 Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasosPara poder desarrollar las aplicaciones que implementan el servicio de acceso ina-lámbrico tanto en el dispositivo de acceso como en el marcapasos se necesita dise-ñar una capa de abstracción del hardware que ponga a su disposición los recursos con los que cuenta la plataforma.

Figura 9 - Stencil del primer prototipo

Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasos

51

3 .2 .1 ArquitecturaEstos recursos se engloban en cuatro grupos, en los que hay que desarrollar dife-rentes tareas:

• Front-end analógico: inicialización, establecimiento del canal físico, configu-ración interna y control de la conversión.

• Interfaz radio: inicialización y establecimiento del canal físico.

• Alimentación:

º Cargador: monitorización de la presencia de fuentes de alimentación ex-ternas.

º Fuel gauge: inicialización, establecimiento del canal físico, configuración interna y monitorización del estado de la batería.

• Interfaz de usuario:

º LCD: inicialización, establecimiento del canal físico, configuración inter-na del controlador LCD, gestión y generación de gráficos.

º Panel táctil: inicialización, establecimiento del canal físico, control de la conversión y tratamiento de los datos de posición recibidos.

º Indicador acústico: configuración de los periféricos y control de la acti-vación.

º LED de notificación: activación de los diferentes colores según el estado del sistema.

Figura 10 - Arquitectura software del primer prototipo de dispositivo de acceso/marcapasos

Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasosDiseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

52

El desarrollo del software de los dispositivos no se llegó a completar por una serie de problemas que se comentarán en el apartado de conclusiones de esta versión. Se describen a continuación las partes que se han desarrollado.

3 .2 .2 Front-end analógicoSe han escrito una serie de funciones para abstraer la configuración y utilización del circuito de adquisición del ECG.

InicializaciónEl ADS1291 necesita seguir una secuencia de inicialización específica descrita en su hoja de características [7]. En la función de inicialización desarrollada se envían las señales de reset durante el tiempo necesario para asegurar que el chip funcione correctamente a continuación.

Canal físicoEs necesario configurar el periférico SPI del microcontrolador según las especi-ficaciones de la interfaz de comunicación del chip, por lo que se ha configurado el canal con una velocidad de 1 MHz. A esta velocidad los 48 bits generados en cada conversión son recibidos por el microcontrolador en 48 us, tiempo más que suficiente para transmitir los datos antes de que ocurra la siguiente conversión asumiendo una tasa de muestreo de 1 kHz.

Configuración internaUna vez configurado y establecido el canal de comunicación con el ADS1291, se envía un comando para acceder a los registros del chip y se configuran deter-minados parámetros como la ganancia de los amplificadores internos, la tasa de conversión o la activación de la referencia interna de tensión.

Control de la conversiónEl ADS1291 avisa al microcontrolador de que ha terminado una conversión a través de una línea de interrupción externa que se ha configurado para responder al aviso, recibir los datos, convertirlos a valores de tensión real y almacenarlos en una variable disponible para la aplicación.

3 .2 .3 Interfaz de usuarioLCDSe han escrito funciones de inicialización, de control de la comunicación y un conjunto de funciones gráficas.


53

Canal físicoEl microcontrolador seleccionado no dispone de un periférico específico para la interfaz paralelo del controlador LCD, por lo que se ha utilizado un conjunto de líneas de propósito general para emular su funcionamiento y realizar la comuni-cación.

Configuración internaUna vez configuradas, se envían una serie de comandos para acceder a los registros del controlador y configurar parámetros como el número de colores o la tasa de refresco de la pantalla.

Generación de gráficosSe han incluído también una serie de funciones para dibujar formas básicas y ca-racteres por pantalla.

Durante el desarrollo de la librería se usó la señal del front-end para visualizar en la pantalla los datos obtenidos utilizando las funciones gráficas implementadas. La temporización del barrido de la pantalla se implementó configurando uno de los temporizadores del microcontrolador para disparar periódicamente la presenta-ción por pantalla de la siguiente muestra.

Panel táctilSe ha desarrollado una capa de abstracción de la configuración y utilización del panel táctil.

Canal físicoEl controlador del panel táctil XPT2046 se comunica a través de una interfaz SPI, configurada a una velocidad de 1 MHz.

Control de la conversiónEl controlador dispone de una línea de interrupción conectada al microcontrola-dor que se activa cuando se toca el panel táctil, que está configurada para activar una conversión y recibir los datos de posición.

El chip no necesita ser configurado, y su comportamiento se controla mediante el dato que se envía para activar la conversión.

Diseño de la fuente de alimentaciónDiseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

54

Indicador acústicoSe han configurado dos temporizadores para generar las señales de control del buzzer. Uno de ellos se encarga de generar la señal PWM que lo excita a una fre-cuencia determinada, y el otro controla la duración del sonido deseada.

3 .2 .4 Entorno y herramientasSe ha utilizado el entorno de desarrollo Code Composer Studio de Texas Instru-ments junto con el programador MSP-FET430UIF. El fabricante proporciona este entorno para facilitar el desarrollo de software, ya que cuenta con la toolchain y las librerías de la familia de microcontroladores MSP430 y, en concreto, del MSP430FR5972.

3.3 Diseño de la fuente de alimentaciónPara alimentar tanto al dispositivo de acceso como al marcapasos se ha diseñado un módulo de alimentación. Este se compone de dos submódulos:

• Fuente de alimentación: obtiene energía de la red eléctrica y entrega un nivel de tensión continua a su salida cuando la corriente permanece por debajo de un cierto límite.

• Cargador: regula los niveles de tensión y corriente entregados por la fuente para recargar las baterías.

3 .3 .1 Fuente de alimentaciónCon el objetivo de cargar las baterías de los dispositivos de la plataforma, es ne-cesario transformar los niveles de tensión alterna de la red eléctrica en tensiones continuas más pequeñas, generalmente cercanas a los niveles de tensión máximos del tipo de batería que se desea recargar.

En este caso, las baterías LiPo utilizadas poseen niveles de tensión máximos de alrededor de 4.2 V. Por este motivo se utilizan tensiones de 5 V en los cargadores de la mayoría de dispositivos que usan estas baterías, que posteriormente son re-guladas por un circuito cargador que gestiona la tensión y la corriente entregadas finalmente a la batería.

Se necesita, por tanto, una fuente de alimentación que genere 5 V de tensión con-tinua a su salida a partir de la tensión alterna de una red eléctrica doméstica, y que sea capaz de entregar suficiente corriente para cargar las baterías.

Diseño de la fuente de alimentación

55

Fuentes aisladas vs . no aisladasLas fuentes de alimentación se pueden clasificar en dos grupos: las que transfor-man niveles de tensión utilizando algún elemento que asegure aislamiento galvá-nico entre la entrada y la salida, y las que no. Las fuentes aisladas utilizan transfor-madores para conseguirlo ya que permite transmitir energía entre el primario y el secundario sin que exista una conexión eléctrica entre ambos.

En el caso del equipamiento médico, en la mayor parte de los casos se utilizan fuentes aisladas para proteger al paciente y al operador del riesgo de electrocución.

Fuentes aisladas lineales vs . conmutadasDado que las tensiones de red son relativamente elevadas, en muchos diseños se utilizan transformadores para reducir la tensión a niveles más pequeños y seguros.

En las fuentes de alimentación lineales, se coloca directamente el primario del transformador a la tensión alterna de la red, que suele operar entre los 50 y 60 Hz en función del estándar de la región en la que se use. Este genera en su secundario una señal alterna de menor tensión que a continuación se rectifica mediante puen-tes de diodos y condensadores y, en algunos casos, se estabiliza aún más utilizando filtros o reguladores.

Por otro lado, las fuentes conmutadas utilizan frecuencias más elevadas para rea-lizar la conversión. Al contrario que en las fuentes lineales, en este tipo de fuentes la rectificación de tensión ocurre en primer lugar, generando tensiones continuas elevadas que se mantienen gracias a uno o varios condensadores específicos para esos niveles. A partir de esta tensión se genera una señal de mayor frecuencia que la de la red eléctrica que se aplica al primario del transformador. En el secundario aparece por tanto una señal de menor tensión que a continuación se rectifica para entregar una tensión continua.

Figura 11 - Arquitectura hardware del módulo de alimentación del primer prototipo


56

Las fuentes lineales tienen la ventaja de ser más sencillas y menos ruidosas, pero la frecuencia a la que trabajan obliga a utilizar transformadores grandes, que suelen ser pesados y caros. Las fuentes conmutadas tienen en general mayor rizado, pero utilizan transformadores más pequeños dado que trabajan a mayor frecuencia y son más eficientes. Además, son capaces de funcionar a partir de tensiones de en-trada muy distintas, lo que permite realizar un único diseño válido para diferentes regiones.

Por su reducido tamaño y peso y su mayor eficiencia, así como el amplio rango de tensiones de entrada, se ha optado por diseñar una fuente conmutada para generar la tensión de carga de las baterías. Cabe destacar que este tipo de fuentes son las más utilizadas en los diseños de cargadores de dispositivos portátiles que utilizan baterías LiPo, como teléfonos móviles o tablets.

Tipos de fuentes conmutadas aisladasExisten diferentes diseños de fuentes de alimentación conmutadas en función de la potencia de salida necesaria. Sin embargo, para potencias inferiores a 10 W la más utilizada es la configuración tipo Flyback [13].

Solución elegidaPara el diseño de la fuente se ha elegido un controlador para fuentes Flyback UCC28910 de Texas Instruments. Este circuito integra un controlador que ges-tiona la frecuencia y el ciclo de trabajo de la señal de conmutación y un FET de 700 V.

La mayor parte de controladores necesitan un transistor externo para realizar la conmutación. La elección de un controlador con transistor integrado como el UCC28910 simplifica el diseño de la fuente y permite reducir el número de com-ponentes del circuito.

Este integrado en concreto está pensado para actuar en DCM, o Discontinuous Charging Mode, en el que la energía almacenada en el transformador es comple-tamente entregada al circuito secundario antes de que comience el siguiente ciclo de carga. Este modo de funcionamiento presenta algunas ventajas, como la posi-bilidad de utilizar transformadores más pequeños para una potencia determinada.

RectificaciónEn primer lugar se ha colocado un puente de diodos MB6S-E3/45 y una re-sistencia fusible como elemento de protección. A continuación se colocan dos


57

condensadores, bobinas y resistencias, encargados de almacenar energía y filtrar la señal para mantener una tensión continua. El valor de estos condensadores viene determinado por los cálculos descritos en la hoja de características del UCC28910 [14], y de la tensión máxima de la red eléctrica.

Controlador de conmutaciónEl funcionamiento de las fuentes Flyback se basa en el almacenamiento temporal de energía magnética en un transformador desde el primario, que es liberada pos-teriormente a través del secundario. Para realizar esta transmisión de energía es necesario que un circuito controlador genere una señal de determinada frecuencia y ciclo de trabajo en bornas del primario del transformador.

En este diseño, la tensión continua del rectificador anterior se conecta a uno de los terminales del primario, mientras que el otro se conecta al drenador del FET interno del UCC28910. El controlador enciende y apaga dicho transistor para conectar y desconectar el segundo terminal del primario a la masa del circuito, cargando y descargando el transformador para transmitir energía al circuito de salida en el secundario.

Este controlador cuenta con un pin al que debe conectarse una resistencia cuyo valor determina la corriente máxima que atraviesa el FET, que es proporcional a la corriente de salida máxima de la fuente. Como se comentará más adelante, la corriente máxima de carga de las baterías no supera los 500 mA, por lo que sería suficiente que la fuente fuera capaz de entregar esa corriente. Sin embargo, no existe ninguna ventaja de tamaño o coste en realizar un diseño de 500 mA frente a otro que sea capaz de entregar algo más de corriente (hasta 1 o 1.2 A). Por ello, se ha optado por establecer una corriente máxima de 800 mA, que se traduce en una potencia de salida de 4 W.

RetroalimentaciónPara controlar la tensión de salida el UCC28910 utiliza como retroalimentación la señal de un devanado auxiliar del transformador. Esta señal se muestrea en el momento preciso para medir de forma indirecta la tensión de salida de la fuente y ajustar la frecuencia y el ciclo de trabajo del controlador. Mediante esta técnica se evita diseñar circuitos de feedback con optoacopladores para mantener el aisla-miento y se reduce el número de componentes del sistema.

Se considera que es suficiente que los niveles de tensión de salida permanezcan dentro de un margen que varía entre los 4.75 y los 5.25 V. Estos son los niveles mí-


58

nimo y máximo de la especificación para cargadores USB, los cuales son utilizados ampliamente en aplicaciones de carga de baterías para dispositivos móviles. Estos niveles son válidos también para este diseño, ya que se pueden alcanzar fácilmente con el UCC28910 y son suficientes para que una gran cantidad de circuitos de carga de baterías LiPo funcione adecuadamente.

El UCC28910, además, aprovecha el devanado auxiliar para obtener una ten-sión continua de alimentación rectificando la señal y almacenando energía en un condensador. El valor de este se calcula a partir de la hoja de características del controlador [14] y viene determinado por sus niveles mínimos y máximos de alimentación.

SnubberEn los momentos en los que el FET se apaga para dejar de cargar el transforma-dor, la inductancia parásita del primario hace que siga circulando corriente hacia el drenador del transistor. Dado que el FET está cortado, esa corriente carga la capacidad parásita del drenador. Como esta suele ser pequeña, la tensión en ese nodo tiende a elevarse y puede llegar a superar los niveles máximos de tensión que soporta el transistor.

Por este motivo es necesario incluir un circuito que limite la tensión máxima en el drenador, redirigiendo la corriente. Este circuito se denomina snubber, y existen varios diseños para fuentes tipo Flyback. En este diseño, se ha escogido el snubber que aparece en la hoja de características del UCC28910 [14] con ligeros cambios en el valor de sus componentes para proteger el transistor del controlador.

TransformadorEl transformador elegido es el WE7508110151 de Wurth Electronics, el cual se ajusta a los parámetros de relación de transformación entre los devanados prima-rio, secundario y auxiliar, inductancia del primario y potencia media, calculados a partir de la hoja de características del UCC28910 [14].

Etapa de salidaLa señal que aparece en el secundario como resultado de la carga y descarga de energía magnética en el transformador se rectifica mediante un diodo Schottky y un condensador. Las características de ambos como la tensión de codo y la corriente máxima del diodo, y la capacidad nominal y la ESR del condensador vienen determinadas a partir de la hoja de características del controlador y de los niveles de rizado de tensión deseados.


59

Se ha añadido también un filtro que reduce las fluctuaciones de tensión generadas por la resonancia que existe entre inductancia parásita del secundario y la capaci-dad parásita del diodo.

Por último, se incluye en paralelo con los condensadores una resistencia de un valor específico, calculado también según la hoja de características del UCC28910 [14], que necesita una resistencia de carga mínima a la salida de la fuente para funcionar correctamente.

3 .3 .2 CargadorPara gestionar la carga de las baterías del dispositivo de acceso y el marcapasos el módulo de alimentación debe incluir un circuito de carga de baterías LiPo.

Cargadores lineales vs . conmutadosUn cargador de batería es esencialmente un regulador de tensión/corriente contro-lado por una máquina de estados. Esta evalúa el estado en el que se encuentra la batería y gestiona los niveles de tensión y corriente para realizar la carga de forma segura. Según el tipo de regulador que utilicen, existen dos tipos de cargadores:

• Cargadores lineales: utilizan un regulador lineal para establecer los niveles de tensión y corriente de carga. Se utilizan normalmente para corrientes de carga inferiores a 1 o 1.5 A.

• Cargadores conmutados: utilizan un regulador conmutado en lugar de un regulador lineal. Se usan para corrientes más elevadas ya que su eficiencia es mayor y no depende de la tensión de entrada.

Carga standalone vs . control externoLos controladores de los circuitos de carga pueden poseer o no una interfaz de comunicación que permita al microcontrolador del sistema reconfigurar los pará-metros de carga de las baterías, como la corriente, la temperatura máxima de la ba-tería o las tensiones y corrientes de precarga y terminación. Estos últimos son más flexibles pero requieren un bus de comunicación extra con el microcontrolador, y conllevan más tiempo de diseño, más espacio en la placa y mayor probabilidad de cometer errores en el diseño de la PCB y en el código.

Solución elegidaLas baterías seleccionadas para alimentar a los dispositivos tienen una capacidad de alrededor de 1000 mAh. Se considera que la mayor parte de baterías pueden


60

ser cargadas de forma segura con una corriente máxima igual a la mitad de su capacidad nominal. En este caso, la corriente máxima de carga sería de 500 mA.

Por ello, se ha escogido un circuito integrado de carga de baterías LiPo BQ24090 de Texas Instruments. El circuito contiene un regulador lineal que soporta co-rrientes máximas de hasta 1 A.

Dispone de pines de configuración de la corriente máxima, de terminación y de precarga, ajustadas mediante la colocación de resistencias de determinados valo-res. También tiene líneas de notificación que avisan de la presencia o no de una fuente de alimentación a su entrada y del estado del proceso de carga. Por último, dispone de un pin preparado para conectar un termistor en caso de que se desee monitorizar la temperatura de la batería.

Corrientes de cargaPara configurar la corriente máxima de carga se ha colocado una resistencia de 1.2 kohm en el pin correspondiente. Esto asegura que la corriente de carga de la batería nunca exceda los 450 mA con un error del 10%.

Por otro lado, para configurar las corrientes de precarga y terminación se ha co-locado una resistencia de 2 kohm en el pin correspondiente. Esto asegura una corriente de precarga y una corriente de terminación iguales al 20% y 10% de la corriente máxima respectivamente, es decir, de 90 y 45 mA.

TermistorDado que no todas las baterías cuentan con termistores internos y que en este diseño no es estrictamente necesario monitorizar la temperatura de la batería, se ha decidido no utilizar esta característica del BQ24090. Para ello se ha colocado una resistencia de pulldown de 10 kohm en el pin correspondiente del cargador.

Líneas de notificaciónLas dos líneas de notificación están conectadas a dos LEDs. Además, la línea que avisa del estado de la carga sale por uno de los tres pines del cable que conecta el módulo de alimentación con el dispositivo de acceso o el marcapasos.

Etapa de salidaLa salida del circuito cargador se conecta al dispositivo de acceso y al marcapasos a través del mismo cable anterior, que termina en un conector JST-PH de 3 pines.


61

3 .3 .3 Diseño de la PCBLas placas de circuito impreso han sido diseñadas teniendo en cuenta las mismas reglas y restricciones que en el desarrollo de las placas del disposi-tivo de acceso y el marcapasos. Se han tenido en cuenta ciertas consideracio-nes adicionales a la hora de colocar los componentes y rutar las líneas de los circuitos.

Dimensiones y forma de la PCBSe ha diseñado una PCB con forma

rectangular de un tamaño suficientemente grande para que todos los componentes puedan ser colocados en la capa superior y se han dispuesto cuatro agujeros en la PCB para fijar la placa en la carcasa.

Fabricación y soldaduraEn este caso no se ha fabricado stencil y el montaje y la soldadura de los compo-nentes electrónicos se ha realizado a mano. Todos los componentes se han coloca-do en la capa superior de la placa ya que el tamaño no es una restricción y es más comodo montar los componentes. Además, esto evita generar dos stencils en caso de que se decidieran fabricar y soldar las placas en un horno.

3.4 Diseño e impresión 3D de las carcasasSe ha diseñado un conjunto de carcasas para los prototipos con el fin de alojar a las PCBs y protegerlas, impedir la manipulación accidental de las partes sensibles de los sistemas, dar un acceso cómodo a los conectores de las placas, y dar a los pro-totipos un aspecto más cercano al de un producto final. Alrededor de los modelos 3D de las PCBs, generados con sus herramientas de diseño, se han diseñado las piezas de la carcasa de cada uno de los prototipos. Estas piezas se han modelado en el programa de diseño 3D SketchUp Make 15.3 y se han fabricado mediante impresión 3D en plástico PLA.

3 .4 .1 Modelado 3DSe han diseñado varias piezas para la carcasa del dispositivo de acceso y la fuente de alimentación.

Figura 12 - PCB del primer prototipo del dispositivo de acceso

ConclusionesDiseño e implementación del sistema (Primer prototipo)

62

Dispositivo de accesoLa carcasa del dispositivo de acceso consta de una base, una tapa, y 7 tornillos M3-0.5 de 10 mm para fijar la estructura.

En la base se alojan la batería, los conectores de los electrodos y la PCB del sistema y de la pantalla, que están unidas entre sí mediante separadores a los que se ator-nilla también la pieza de plástico.

La pieza incluye varios apoyos y huecos para hacer sitio a la batería y que se sitúe bajo la PCB lejos de los pines de sus componentes through hole. Además, en los bordes presenta cortes para permitir al usuario acceder al interruptor, los LEDs de notificación y los conectores del cargador y del programador. También hay tres agujeros en la parte delantera en los que se fijan los tres conectores de banana hembra de 4 mm y otros tres en la base que hacen paso a los tornillos.

La tapa presenta una abertura en su parte superior para dar acceso a la pantalla táctil y varios cortes en sus paredes laterales de la misma forma que en la base. Además, hay cuatro agujeros para los tornillos de fijación.

Fuente de alimentaciónLa carcasa de la fuente de alimentación consta también de una base y una tapa, y de 4 tornillos M3-0.5 de 10 mm.

En la base se aloja la PCB de la fuente, en cuya pared vertical se ha dejado un hue-co para el conector IEC C8 y dos agujeros para los LEDs de la placa, así como otro agujero para la salida del cable del cargador. En el interior se encuentran cuatro cilindros huecos a los que se atornilla la PCB.

La tapa es una pieza de plástico sencilla que se encaja en la parte superior de la base a presión.

3.5 ConclusionesEn esta primera aproximación al problema se ha fabricado únicamente el disposi-tivo de acceso. Este prototipo arrastra una serie de problemas que impiden desa-rrollar por completo la plataforma:

• Velocidad y recursos insuficientes para la implementación de la aplicación H2H.

Conclusiones

63

• Fallos en las librerías del multiplicador hardware del microcontrolador.

• Falta de memoria RAM: la pila de protocolos de la aplicación Bluetooth ne-cesita una cantidad de memoria volátil que supera la memoria disponible en el microcontrolador.

• Interfaz paralelo con la pantalla táctil implementada por software: utiliza gran parte de los recursos del dispositivo y es demasiado lenta.

Además existen varias de sus características que son mejorables:

• Pantalla táctil: es algo pequeña para visualizar los ECG y para manejar con comodidad una interfaz de usuario un poco compleja.

• Interruptor de encendido: el interruptor corta directamente la alimentación de la batería al circuito, impidiendo al microcontrolador ejecutar tareas para apagar el sistema de forma controlada.

• Conector de carga: el conector elegido no es un conector pensado para ser conectado y desconectado muchas veces, y es incómodo y propenso a sufrir tirones que pueden romper el cable.

• Carcasa del prototipo: puede reducirse el número de tornillos y mejorar la apariencia general de los dispositivos siguiendo otros esquemas de diseño.

Existe también un fallo en el diseño del cargador de baterías. El circuito cargador debe colocarse en el dispositivo que lleve la batería junto a ella, y no en el circuito de la fuente de alimentación. De esta manera se asegura una mejor regulación de los niveles de tensión y corriente entregados a la batería. Además, se separa el diseño de la fuente del diseño del dispositivo que necesita alimentación portátil.

Por todo ello, se decidió comenzar otra versión de la plataforma, diseñando placas nuevas para el dispositivo de acceso, el marcapasos y la fuente de alimentación en las que se resuelvan estos problemas.

4 Diseño e implementación del sistema (Persimmon y Kiwi v1.0)

Diseño e implementación del sistema (Persimmon y Kiwi v1.0)

67

4 Diseño e implementación del sistema

(Persimmon y Kiwi v1.0)

La nueva versión de la placa del dispositivo de acceso y el marcapasos, llamada “Persimmon”, incluye una serie de cambios que corrigen las limitaciones de la versión anterior.

El prototipo del dispositivo de acceso se ha denominado “Persimmon Access De-vice” y el prototipo del marcapasos “Persimmon Pacemaker”.

4.1 Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasosEn este caso se ha tenido en cuenta la oferta de componentes de otros fabricantes, entre los que destaca el nuevo microcontrolador seleccionado para esta versión.

4 .1 .1 ArquitecturaLa arquitectura de la plataforma es esencialmente la misma que en la versión an-terior, con algunos cambios:

• Cargador: se ha incluido el circuito cargador, que antes se encontraba en el módulo de alimentación, en el dispositivo, cerca de la batería.

• Supervisor de tensión: se ha eliminado el circuito supervisor ya que el micro-controlador cuenta con un periférico de control de alimentación.

Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasosDiseño e implementación del sistema(Persimmon y Kiwi v1.0)

68

Se han llevado a cabo también cambios de implementación en la mayor parte de submódulos del sistema.

4 .1 .2 Front-end analógicoEn la placa anterior, el front-end analógico era capaz de adquirir un ECG de una única derivación, ya que sólo disponía de un canal de adquisición. El sistema no necesita más de una derivación para obtener la frecuencia cardíaca, pero la adición de otro canal de adquisición no requiere esfuerzo de diseño ni incrementa el coste del dispositivo y permite al sistema realizar ECG de hasta seis derivaciones.

Figura 13 - Arquitectura hardware del dispositivo de acceso/marcapasos (Persimmon v1.0)


69

ElectrodosLos electrodos se conectan a tres conectores hembra de banana de 4 mm alojados en la carcasa del prototipo, que a su vez se conectan a la PCB a través de tres cables terminados en tres conectores JST-PH de dos pines.

Adquisición de múltiples derivacionesEn el front-end se ha elegido la versión del circuito de adquisición ADS1291 de dos canales: el ADS1292. Se ha realizado este cambio porque la única modifica-ción que hay que hacer es copiar la etapa de entrada original y duplicarla para el segundo canal, y el coste de ambos circuitos integrados es similar. Utilizando esos dos canales se obtienen dos derivaciones bipolares más la otra bipolar y las tres derivaciones unipolares aumentadas que pueden calcularse a partir de las dos primeras.

Etapa de entrada y seguridad eléctricaSe han protegido las entradas del front-end analógico para soportar la descarga de un desfibrilador aplicado en el cuerpo del paciente sobre el que se están realizando las medidas. La protección se basa en elementos que mantienen el nivel de tensión por debajo del nivel máximo soportado por el ADS1292.

Los desfibriladores aplican tensiones elevadas en la superficie del paciente que pue-den alcanzar picos de hasta 5000 V durante varios milisegundos [4]. Así se hace pasar corriente suficiente para que las células del miocardio se contraigan a la vez y puedan reestablecer su oscilación normal.

Estas tensiones pueden dañar el resto del equipamiento conectado al paciente si no se protegen frente a estos eventos. Además, es necesario asegurar que la energía que debe ser entregada al cuerpo del paciente no sea absorbida por cualquiera de los otros equipos médicos.

El máximo de tensión nominal de un desfibrilador es de 5000 V y la energía máxi-ma entregada al paciente de 360 J. Es obligatorio asegurar que al menos el 90 % de la energía es entregada correctamente [4].

Para ello se utilizan en el dispositivo varios tipos de componentes electrónicos que restringen las tensiones del circuitos a niveles seguros, junto con resistencias ajustadas para absorber la energía necesaria sin exceder el límite establecido. En primer lugar se han colocado tubos de descarga (GDTs, o Gas Discharge Tubes) como primer nivel de protección. Cuando se supera un límite de tensión, estos


70

componentes provocan una descarga controlada a través de un tubo hermético que contiene gas inerte, limitando entonces el nivel de tensión en sus bornas [15].

A continuación se ha colocado un circuito similar, pero que utiliza dos diodos zener en cada línea. Estos principalmente actúan durante el tiempo que tardan los GDTs en entrar en descarga, aunque posteriormente también ayudan a limitar la tensión.

Se han añadido también diodos de protección directamente en la entrada del ADS1292 para evitar que la señal exceda los niveles de alimentación o masa.

RLDLos circuitos de RLD (Right Leg Drive) se utilizan para reducir la interferencia de modo común a la entrada de un amplificador diferencial que intenta medir algún tipo de biopotencial, como por ejemplo, un ECG [16]. El amplificador de RLD utiliza la señal en modo común medida por los amplificadores de entrada, invirtiéndola y aplicándola sobre el paciente. De esta forma se reduce considera-blemente la interferencia provocada por la red eléctrica y se obtiene un ECG más limpio.

El ADS1292 cuenta con un amplificador de RLD al que se ha añadido la resisten-cia y el condensador para establecer la ganancia y ancho de banda recomendados por el fabricante.

RelojComo se verá más adelante, el microcontrolador escogido sólo cuenta con una salida de reloj, que se prefiere utilizar como señal para el reloj lento circuito de la interfaz radio ya que esta no dispone de oscilador interno.

Por tanto, el ADS1292 no hace uso de las líneas de reloj y selección de reloj, y utiliza su oscilador de 512 kHz para funcionar.

4 .1 .3 Interfaz radioSe ha mantenido el mismo circuito en esta nueva versión salvo por pequeños cam-bios en el cristal y la traducción de tensión.

RelojPara el reloj rápido se ha elegido otro cristal diferente: un NX2016SA de 26 MHz que aparece como cristal recomendado en la nota de aplicación del CC2560.


71

Interfaz de comunicaciónSe ha cambiado el traductor de tensión bidireccional de 6 bits por dos traductores unidireccionales SN74LV4T125 de 4 bits cada uno. Estos componentes ocupan menos espacio en la PCB y son más baratos que el traductor de la versión anterior.

4 .1 .4 MicrocontroladorEl nuevo microcontrolador tiene que ser también de bajo consumo y debe corregir las carencias del anterior:

• Suficiente memoria RAM para alojar la pila de protocolos de Bluetooth. Se-gún los ejemplos facilitados por el fabricante, la pila ocupa un máximo de 24 kB utilizando el perfil SPP.

• Interfaz paralelo dedicada para agilizar la comunicación con el módulo LCD.

• Mayor velocidad y multiplicación hardware sin errores.

Además de la interfaz paralelo, el nuevo microcontrolador debe contar con las mismas interfaces de comunicación que el anterior: dos módulos SPI, un módu-lo UART, un módulo I2C, una salida PWM para el indicador acústico y varios GPIOs para los LEDs de indicación.

En cuanto a la generación de señales de reloj, el chip debe incluir al menos la salida 32.768 kHz para la interfaz radio.

Por último, es conveniente que el nuevo chip integre un módulo hardware de cifrado AES de igual manera que el anterior.

Solución elegidaEl microcontrolador escogido es el STM32L162VD. Integra un procesador ARM Cortex-M3 y tiene un consumo de aproximadamente 230 uA/MHz, llegando a los 305 nA en el modo de más bajo consumo. Cuenta con todas las interfaces ne-cesarias, incluyendo un controlador de memoria estática denominado FSMC que puede configurarse para funcionar como puerto paralelo y conectarse a un módulo LCD, así como una salida de reloj externa. Además, contiene un coprocesador para cifrado AES de 128 o 256 bits. Tiene una frecuencia máxima de 32 MHz, 384 kB de memoria flash y 48 kB de RAM.


72

ProgramaciónEn este microcontrolador se pueden utilizar dos interfaces de programación: JTAG y SWD, que comparten pines en el chip. Para el JTAG se utilizan cinco líneas (JTDO, JTDI, JTMS, JTCK y NRST) y para el SWD se utilizan tres (SW-DIO, SWCLK, NRST). Estas se conectan a un dispositivo programador ST-Link/V2 mediante un conector estándar de ARM de 10 pines [17].

RelojPara esta versión se ha realizado con más detalle el diseño de los osciladores del microcontrolador.

Esta familia de microcontroladores integra osciladores Pierce para generar señales de reloj a partir de resonadores de cristal. El microcontrolador incluye un amplifi-cador al que se conecta un cristal de una frecuencia determinada y dos condensa-dores a ambos lados del mismo. El diseño de estos osciladores requiere del cálculo de dos parámetros que determinan la precisión del valor de la frecuencia de oscila-ción y la capacidad del circuito de comenzar la oscilación o no [18].

Capacidad de cargaEl cristal necesita ver una capacidad de carga específica, determinada por el fa-bricante, para que la frecuencia de la oscilación sea precisa. Esta capacidad viene determinada por los condensadores externos y por la capacidad parásita de la PCB y los pines del chip.

De esta forma, el valor de los condensadores externos es elegido para alcanzar el valor de capacidad de carga que necesita el cristal.

Transconductancia del amplificadorPara que el oscilador consiga arrancar y alcanzar una oscilación estable el ampli-ficador debe tener ganancia suficiente para compensar las pérdidas del bucle de realimentación y aportar suficiente energía para comenzar la oscilación.

Existe un valor de transconductancia crítica para cada cristal por debajo del cual no se puede mantener una oscilación estable, cuyo valor depende de su ESR y su capacidad parásita. Dado que cada microcontrolador tiene un amplificador con un valor de transconductancia determinado, hay que elegir cristales con una ESR y capacidad parásita lo suficientemente pequeñas para que su valor de transcon-ductancia crítica sea inferior al del amplificador.


73

Dicho esto, generalmente se elige un cristal con un valor de transconductancia al menos 5 veces inferior al del amplificador para asegurar cierto margen en el fun-cionamiento del oscilador.

Se han realizado los cálculos para los dos osciladores del STM32L162VD y se ha escogido un ABM3B-16.000MHZ-10-1-U para el reloj del sistema de 16 MHz y un ABS07-120-32.768KHZ-T para el oscilador de 32.768 kHz, cuya señal se co-necta a la interfaz radio a través de un pin dedicado del chip. Este último también es utilizado por el reloj de tiempo real del sistema.

Alimentación y resetEl chip está alimentado a 3.3 V a través de uno de los reguladores lineales. El reset ya no está controlado por el supervisor, aunque sí está conectado a un pin de las interfaces JTAG/SWD para controlar el proceso de programación.

Encendido y apagado del sistema por softwareEn esta versión del dispositivo, se ha decidido implementar el apagado y encenci-do por software. El microcontrolador elegido dispone de varios modos de ejecu-ción que permiten entrar en estados de muy bajo consumo. Además, cuenta con líneas hardware que permiten hacer salir de esos modos al microcontrolador de forma externa.

Combinada con la activación y desactivación de los reguladores del resto del siste-ma mediante líneas de propósito general, esta característica hace posible apagar y encender el sistema completo de forma controlada.

Se ha colocado un pulsador en uno de los bordes de la placa que el usuario puede apretar para generar eventos en el microcontrolador. Estos eventos encienden y apagan los reguladores del sistema y controlan la entrada y salida de los modos de bajo consumo, y en consecuencia apagan y encienden todo el sistema.

4 .1 .5 AlimentaciónEl submódulo de alimentación de la nueva versión de los dispositivos incluye el cargador de baterías en la placa, un circuito de medida de la batería diferente y un nuevo conjunto de reguladores.

BateríaSe ha escogido la misma batería que la elegida para la versión anterior de la placa. En esta versión el aumento más significativo de corriente viene dado por el nue-


74

vo módulo LCD, y más concretamente por su luz trasera ya que cuenta con una pantalla más grande.

A partir de los consumos máximos de todos los módulos, que alcanzan aproxima-damente los 520 mA, se calcula una autonomía teórica de unas 2 horas.

La estimación se ha realizado utilizando el consumo máximo de todos los módu-los, incluída la pantalla con el brillo al máximo, funcionando simultáneamente, que es mucho mayor que el consumo normal del sistema completo en un caso de uso real. Por ejemplo, se ha tomado como referencia el consumo máximo del módulo LCD que viene especificado por el fabricante, que es de unos 400 mA. Sin embargo, el consumo medio es significativamente menor, sobre todo cuando se utiliza la luz trasera de la pantalla con una luminosidad más baja. Por tanto, es posible alcanzar autonomías mayores.

CargadorSe ha eliminado el circuito cargador del módulo de alimentación de la primera versión y se ha colocado en las placas del dispositivo de acceso y del marcapasos.

El cable de salida de la fuente de alimentación se conecta a un conector de alimen-tación cilíndrico macho de tipo EIAJ-02 en la placa de los dispositivos. A conti-nuación se ha colocado un FET que protege al cargador de la aplicación accidental de tensiones negativas.

El circuito cargador es prácticamente el mismo: se alimenta de la salida de la fuente de alimentación y su salida se conecta directamente a la batería. Se han mantenido las mismas resistencias de configuración para las corrientes de carga. Por último, se han eliminado los LEDs de las líneas de notificación del estado de la carga y se han redirigido a líneas de propósito general del microcontrolador.

Fuel gaugeEl BQ27421-G1 utilizado en la versión anterior tiene la desventaja de que sólo está disponible en encapsulado BGA, que es pequeño y más difícil de soldar. Para esta versión se ha optado por utilizar el circuito integrado BQ27441-G1A, que tiene unas características similares al anterior y está disponible en encapsulado SON.

La interfaz de comunicación es la misma, y el regulador interno y el pin de detec-ción de inserción de batería están configurados igual que para el chip anterior. El


75

chip nuevo también se alimenta directamente de la batería que esté midiendo a través de un pin dedicado, por lo que permanece siempre encendido mientras esta se encuentre conectada al sistema.

Medida de la bateríaEste integrado necesita una resistencia de medida de corriente externa de 10 mohm que se conecta a una entrada diferencial del BQ27441-G1A. Se ha co-locado también el filtro diferencial recomendado por la nota de aplicación del fabricante entre la resistencia y la entrada del chip [19].

Reguladores de tensiónEn esta versión se han establecido seis líneas de alimentación: una de 3.3 V dedi-cada para el microcontrolador, otras cuatro de 3.3 V para la parte analógica del front-end, la parte digital del front-end, la pantalla y la etapa de amplificación del transceptor, y una de 1.8 V para los circuitos de entrada y salida del chip Blue-tooth.

Se ha decidido dedicar uno de los reguladores exclusivamente al microcontrolador para que este se encuentre alimentado permanentemente y pueda controlar el encenido y apagado del resto de reguladores. El microcontrolador puede entrar en modo de bajo consumo durante los periodos de apagado del sistema, reduciendo el consumo de dicho regulador al mínimo.

CorrientesHace falta realizar una estimación del consumo de los diferentes módulos del sis-tema para escoger los reguladores adecuados:

• Front-end analógico: el ADS1292 consume 205 uA a los que hay que añadir 20 uA de la referencia de tensión interna y 1.1 mA del amplificador RLD. Se puede estimar un valor máximo de 2 mA.

• Interfaz radio: el CC22560 presenta un consumo de corriente máximo de 112.5 mA. Cada traductor de tensión tiene un consumo máximo de 20 uA. Se estima por tanto un valor de 115 mA de consumo máximo.

• Microcontrolador: la corriente máxima del microcontrolador es de aproxima-damente 8 mA para el modo de mayor consumo.


76

• Pantalla táctil: el consumo máximo de la pantalla es de 400 mA según su hoja de características.

Solución elegidaPara el front-end analógico se mantiene un regulador para la parte analógica y se ha añadido uno más para la parte digital. De igual forma, se mantiene el regulador de los circuitos de entrada y salida del transceptor Bluetooth y se añade un regulador para su etapa de amplificación. Se han utilizado en estos casos los mismos regu-ladores de 250 mA LP5907 de las versiones de 3.3 V y 1.8 V correspondientes a cada línea. Por último, se ha añadido un regulador lineal TPS73633 de 400 mA dedicado a alimentar la pantalla.

Se han elegido estos reguladores porque presentan un consumo inferior a 1 uA cuando son desactivados a través de sus líneas de activación, que están conectadas a pines de propósito general del microcontrolador.

El dropout máximo en los reguladores LP5907 viene determinado por la corriente máxima que deben entregar, que en este caso es pedida por la etapa de amplifica-ción del transceptor y que tiene un valor de 115 mA. Para este valor de corriente estos reguladores tienen un dropout máximo de aproximadamente 60 mV. En cuanto al TPS73633, la corriente máxima que debe entregar viene determinada por el consumo máximo de la pantalla, que es de 400 mA. Para esta corriente, el dropout es de unos 70 mV. Redondeando, se puede decir que el dropout máximo global es de 100 mV y que la tensión de la batería puede descender hasta los 3.4 V.

4 .1 .6 Interfaz de usuarioEn cuanto a la interfaz de usuario, se ha mantenido el mismo indicador acústico, pero se ha cambiado el módulo LCD y los LEDs de notificación. Estos últimos se han incluído también en el marcapasos.

LEDs de notificaciónSe han sustituído los tres LEDs anteriores por un único LED RGB conectado a tres salidas de propósito general del microcontrolador. Se ha escogido un OVS-RRGBCC3, un LED de montaje superficial que permite ser montado en la PCB de tal forma que la luz sea emitida hacia un lado en lugar de hacia arriba. Así, se puede ver la luz a través de un agujero en la pared vertical de la carcasa.


77

Pantalla táctilPara esta versión se ha escogido un módulo TFT LCD de 5 pulgadas y 800x480 píxels de resolución, que incluye el display y un controlador SSD1963 con frame buffer integrado. Incluye también un panel resistivo gestionado por el mismo con-trolador XPT2046 que la pantalla anterior. El módulo se alimenta a 3.3 V.

Interfaz de comunicación con la pantallaDado que este microcontrolador sí dispone de una interfaz paralelo dedicada, se ha optado por utilizar la interfaz de comunicación con el frame buffer en modo paralelo I80 de 16 bits. Todas las líneas están conectadas al periférico FSMC del microcontrolador.

Luz traseraEn este modelo de pantalla la luz trasera es gestionada por el SSD1963 y su inten-sidad es regulada mediante la configuración de una serie de registros.

ConectorEl conector de la pantalla es un conector FFC de 40 pines que conecta el disposi-tivo con la placa de la pantalla mediante un cable plano flexible de 100 mm.

4 .1 .7 Diseño de la PCBLas placas de circuito impreso han sido diseñadas de la misma forma que las de la anterior versión. Se han tenido en cuenta ciertas consideraciones a la hora de colocar los componentes y rutar las líneas de los cir-cuitos.

Dimensiones y forma de la PCBEl tamaño y la forma de la PCB están limitados por los de la placa de la pantalla y el hueco de la batería. Se ha diseñado con forma rectangular de manera que tenga el mismo alto que la PCB de la pantalla, y un ancho de 10 cm, el cual permite obtener un tamaño conveniente para el fabricante.

Se han dispuesto tres agujeros en la PCB de los dispo-sitivos. Dos de ellos se utilizan para fijar la placa a la carcasa inferior, y uno de ellos para que otro tornillo Figura 14 - Persimmon v1.0


78

pueda atravesarla y unir la carcasa inferior con la su-perior, como se comenta posteriormente.

Se ha realizado un corte en un lateral de la placa para ubicar la batería LiPo de forma que la longitud total de la placa y la batería no supere la longitud de la PCB de la pantalla y ambas puedan alojarse debajo de ella. Se ha hecho un corte adicional cerca del conec-tor de la batería para poder hacer pasar cables desde la cara inferior a la superior de la PCB, y otro entre el circuito de protección del front-end y el resto de la placa.

PCB multicapa y planos de masaPara esta versión se ha decidido fabricar el circuito en una PCB de cuatro capas. Así se pueden dedicar las dos capas internas para los planos de masa y alimenta-ción, facilitando el rutado de las pistas.

• La capa superior se ha utilizado para la mayoría de componentes, para pistas, para la antena, y un plano de masa general, así como para los planos de las líneas de alimentación del cargador y del medidor de batería. En esta capa también se han añadido una serie de puntos de test para facilitar la realización de pruebas.

• La segunda capa (primera capa interna) se utiliza para extender los planos de masa: un plano exclusivo para el medidor de batería, que se conecta directa-mente al polo negativo de esta para medir con mayor precisión, y dos planos para la parte analógica y digital del front-end y un plano de masa principal, que se unen en un punto común lo más cercano posible a la batería.

• La tercera capa (segunda capa interna) contiene los planos de alimentación. Estos incluyen la línea de la batería, que se extiende hacia todos los regula-dores de tensión, de los que salen el resto de planos hacia los circuitos que alimentan.

• La capa inferior se reserva para el resto de las pistas, un plano de masa general y unos pocos componentes de la etapa de protección.

Figura 15 - Stencil de Persimmon v1.0


79

Fabricación y soldaduraPara el montaje de los componentes electrónicos se ha utilizado también el horno de soldadura. Se ha fabricado un nuevo stencil de acero inoxidable a partir de los archivos generados para la fabricación de la PCB.

Los componentes con pines through hole han de ser colocados y soldados de forma manual. Todos los componentes SMD se han colocado en la capa superior de la placa salvo los componentes de las protecciones de entrada del front-end analógi-co, que están situados en la cara inferior y también deben ser soldados a mano.

4.2 Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasosEn esta versión se ha desarrollado una nueva capa de abstracción hardware para la nueva plataforma.

4 .2 .1 ArquitecturaLa capa de abstracción de la plataforma hardware de esta versión se compone de los mismos elementos que la anterior, salvo por la adición del botón de encendido y apagado por software y las líneas de activación de los reguladores de tensión del sistema.

Librerías del microcontroladorSe ha utilizado la librería HAL de ST Microelectronics para la familia de micro-controladores STM32L1. Esta es una capa de software que abstrae la configura-ción de los registros y la utilización de los periféricos del microcontrolador.

Figura 16 - Arquitectura software del dispositivo de acceso/marcapasos (Persimmon v1.0)

Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasosDiseño e implementación del sistema(Persimmon y Kiwi v1.0)

80

4 .2 .2 Front-end analógicoSe han conservado las funciones de inicialización de la versión anterior y se ha esta-blecido el mismo canal físico de comunicación con el ADS1292, así como el envío de los comandos y parámetros de configuración interna. Se han añadido funciones adicionales para activar y desactivar las señales de test del circuito integrado, así como para realizar la calibración del offset de sus amplificadores internos.

Gestión de la comunicaciónLa recepción de los 72 bits de información en cada conversión es disparada por una línea de interrupción externa y se realiza por mediación de un controlador de DMA. Se incluye en el código una función para transformar esos datos a valores de tensión reales.

4 .2 .3 Interfaz radioSe ha realizado la configuración del periférico utilizado por el microcontrolador para comunicarse con el transceptor.

Canal físicoEl CC2560 está conectado al microcontrolador a través de una interfaz UART de cuatro líneas con control de flujo hardware. Se ha configurado este periférico a la velocidad predeterminada de la interfaz del transceptor, que es de 115200 baudios.

4 .2 .4 AlimentaciónEl software de alimentación se divide en el control de las líneas de activación de los reguladores de tensión y el control del hardware de la batería.

Reguladores de tensiónCada uno de los reguladores se gestiona durante la inicialización de sus respecti-vos circuitos mediante el control de las líneas de propósito general a las que están conectados.

Fuel gauge y cargadorEl fuel gauge permanece alimentado en todo momento mientras haya una batería conectada al sistema, y el cargador sólo entra en funcionamiento cuando se conec-ta una fuente de alimentación externa para cargar la batería.

De los dos dispositivos, el fuel gauge es el único que cuenta con una interfaz de comunicación con el microcontrolador que es necesario configurar e inicializar.


81

Canal físicoEl microcontrolador utiliza uno de sus periféricos I2C para comunicarse con el integrado. Dado que no hay que comunicarse con el chip muy repetidamente y la cantidad de datos a recibir no es muy elevada, el periférico se ha configurado en modo de velocidad estándar a 50 kHz.

Configuración internaUna vez establecido el canal, se accede a sus registros y se configuran los paráme-tros de la batería necesarios para que la medida pueda ser realizada [20].

Gestión de la comunicaciónEl fuel gauge dispone de una línea de interrupción configurada para notificar al microcontrolador de aumentos o disminuciones del 1% de la carga de la batería. El cargador, por otra parte, avisa de la conexión o desconexión de una fuente de alimentación externa al dispositivo.

La recepción de la información del fuel gauge es disparada por cualquiera de las dos líneas de interrupción anteriores y se realiza por mediación de un controlador de DMA. Se incluye en el código una función para transformar esos datos a valores del estado de la batería reales.

4 .2 .5 Interfaz de usuarioLCDEl controlador SSD1963 de este módulo LCD es muy similar en su funciona-miento al controlador de la versión anterior. Por ello, se han modificado ligera-mente las anteriores funciones de inicialización y configuración de los registros y se han incluido en el código. Se ha configurado el periférico que gestiona la comunicación y se han rediseñado las funciones gráficas.

Canal físicoEste microcontrolador dispone de un periférico específico llamado FSMC para comunicarse con la interfaz paralelo del controlador LCD. Este se ha configurado para que la escritura de datos y comandos por el puerto se haga escribiendo en dos posiciones específicas de la memoria.

La transmisión de datos se realiza de dos formas:

• Transmisiones bloqueantes para el dibujo de líneas, caracteres y elementos concretos.


82

• Transmisiones mediadas por DMA para el dibujo de áreas rectangulares, que agilizan la comunicación y permiten alcanzar velocidades mayores.

Generación de gráficosSe han incluído una serie de funciones para dibujar formas básicas y caracteres por pantalla, así como elementos de interfaz de usuario más complejos como áreas y gráficos.

Estos elementos se componen de áreas rectangulares sobre las que se pueden escri-bir líneas de caracteres e iconos o dibujar trazados. A partir de estos bloques bási-cos se puede construir una interfaz de usuario con la que controlar el dispositivo.

Panel táctilSe han conservado las funciones de inicialización de la versión anterior y se ha establecido el mismo canal físico de comunicación con el XPT2046, así como el envío de los comandos y parámetros de configuración interna.

Gestión de la comunicaciónLa recepción de la información de posición es disparada por una línea de interrup-ción externa. Se incluye en el código una función para transformar esos datos a valores de posición en la pantalla reales.

Botón de encendido/apagadoEl botón situado en uno de los laterales de la carcasa activa un pulsador conectado a una línea de interrupción externa del microcontrolador, configurada para res-ponder a flancos de la señal tanto de subida como de bajada para reaccionar tanto a la pulsación como a la liberación del botón.

Indicador acústicoSe han configurado dos temporizadores del microcontrolador de la misma forma que en la versión anterior para generar los sonidos deseados.

LEDEl LED RGB se controla mediante la activación de tres líneas de propósito general para generar ocho colores distintos.

4 .2 .6 Entorno y herramientasSe ha utilizado el entorno de desarrollo IAR Embedded Workbench para ARM junto con la herramienta STM32CubeMX de ST Microelectronics para la ge-


83

neración de código de inicialización. Para la progra-mación y depuración de la plataforma se ha usado una placa de desarrollo STM32F411E-DISCO, que incluye un programador ST-LINK/V2.

Este entorno de desarrollo cuenta con la toolchain para microcontroladores ARM de ST Microelectro-nics. El fabricante dispone de ejemplos y soporte ofi-cial, y el STM32CubeMX genera código y archivos compatibles con este entorno, lo cual facilita el desa-rrollo del software.

4.3 Diseño de la fuente de alimentaciónEn esta versión del módulo de alimentación, llamado “Kiwi”, se ha desplazado el circuito cargador de baterías a la placa Persimmon. Se ha mantenido la misma fuente de alimentación de la versión anterior y es su salida la que sale al exterior por medio de un cable hasta el dispositivo de acceso y el marcapasos.

En este caso sólo salen del circuito la línea de salida de la fuente de alimentación y su masa, ya que la señal de notificación del cargador de baterías ya no está presente en el módulo de alimentación sino en los propios dispositivos. El cable termina en un conector de alimentación cilíndrico hembra de tipo EIAJ-02.

El dispositivo completo formado por la fuente de alimentación se ha denominado “Kiwi Charger”.

4 .3 .1 Diseño de la PCBLas placas de circuito impreso han sido diseñadas de la misma forma que las placas de la nueva versión del dispositivo de acceso y el marcapasos. Se han tenido en

Figura 18 - Arquitectura hardware de la fuente de alimentación (Persimmon v1.0)

Figura 17 - STM32F411E-DISCO

Diseño de la fuente de alimentaciónDiseño e implementación del sistema(Persimmon y Kiwi v1.0)

84

cuenta ciertas consideraciones a la hora de colocar los componentes y rutar las líneas de los circuitos.

Dimensiones y forma de la PCBDado que se ha eliminado el circuito cargador, se han reducido las dimensio-nes de la PCB para realizar un diseño más compacto.

SeguridadPara asegurar que la fuente puede ser utilizada con seguridad con equipos médicos, es necesario seguir ciertas reglas de diseño. Estas están dispuestas por el estándar IEC 60601-1, que establece requisitos generales de seguridad para equi-pamiento médico [21], así como el IEC 61558-2-16, que establece requisitos de seguridad para transformadores y fuentes de alimentación [22].

El estándar IEC 60601-1 obliga a dejar suficiente distancia entre cualquier com-ponente del circuito primario y del secundario y establece varios niveles de protec-ción en función de la misma y del tipo de aislamiento usado en el transformador, definido en el IEC 61558-2-16.

El nivel más restrictivo asegura protección para el operador y el paciente si se deja una distancia entre componentes de 5 mm por el aire y 8 mm por la superficie de la placa y el transformador cuenta con doble aislamiento o aislamiento reforzado y soporta 4000 Vac.

Dado que la distancia entre los pines del primario y del secundario del transfor-mador de este módulo de alimentación es de aproximadamente 10 mm y el resto de componentes se encuentran aún más lejos, se cumplen las distancias mínimas de seguridad. Además, el transformador aguanta tensiones de 4000 Vac durante 1 minuto y su primario cuenta con aislamiento reforzado según la norma IEC 61558-2-16.

Se ha realizado también un corte de 4 mm de ancho bajo el transformador que separa los circuitos primario y secundario. De esta forma se aumenta aún más la distancia por la superficie de la placa entre los componentes de ambos circuitos.

Figura 19 - Kiwi v1.0


85

4.4 Diseño e impresión 3D de las carcasasDe igual manera que con la primera versión, se ha diseñado un conjunto de car-casas para los tres prototipos. En esta ocasión se han tenido en cuenta diversos aspectos de la fabricación de las piezas, se han corregido errores y se ha intentado dar un mejor acabado final a los prototipos.

4 .4 .1 Consideraciones y restricciones de fabricaciónEl diseño de las piezas destinadas a ser fabricadas en una impresora 3D debe tener en cuenta una serie de restricciones de fabricación, que implican ciertos detalles a la hora de modelar las piezas. Por ejemplo, hay que tener especial cuidado con los voladizos (partes de la pieza que sobresalen y carecen de apoyo en la base de la impresora) y es necesario añadir cierta tolerancia en la distancia horizontal entre piezas porque el plástico se expande ligeramente al ser extruido.

Tolerancia horizontal• En todas las piezas se ha dejado un margen mínimo de 0.75 mm de distancia

horizontal entre las PCBs de los prototipos y las paredes laterales de sus car-casas.

• Los agujeros de los tornillos se han hecho 1 mm más grandes que el diámetro nominal de los mismos, así como el del conector del cargador en los prototi-pos Persimmon.

• En los agujeros de los conectores de los electrodos se ha dejado un margen de 1 mm para el hueco exterior y de 1.5 mm para el hueco interior.

• Para la distancia entre las paredes laterales de la tapa y las de la base, se ha dejado un margen horizontal de 0.5 mm.

VoladizosExisten voladizos en casi todas las piezas de los 3 prototipos. En la mayor parte de los casos, el ángulo que forman con la base de la impresora es lo suficientemente vertical como para que la mayor parte de impresoras sean capaces de imprimirlos sin añadir pilares de soporte. Por ejemplo, los bordes de las paredes exteriores de las carcasas están redondeados y eso provoca que parte de las paredes verticales no se apoyen directamente sobre la base. Sin embargo, el radio de curvatura es lo suficientemente pequeño como para que la impresora pueda ir imprimiendo sobre las capas inferiores sin problema.

Diseño e impresión 3D de las carcasasDiseño e implementación del sistema(Persimmon y Kiwi v1.0)

86

En otros casos sí que es necesario añadir soportes, como es el caso del botón de encendido, el hueco del conector de programación, el hueco del LED de notifica-ciones y, aunque no es estrictamente necesario, los agujeros en los que van inser-tados los conectores de los electrodos. Estos soportes los añade automáticamente el programa slicer que utilice el servicio de impresión, por lo que no es necesario preocuparse de ellos.

UnionesExisten varias formas de unir diferentes piezas de plástico PLA, y todas se agru-pan en dos categorías: uniones permanentes y no permanentes. Entre las uniones permanentes destacan la utilización de pegamentos como los cianocrilatos (Super-glue) y el uso de acetona para disolver el plástico en la zona de la unión, que queda fija una vez se secan las dos piezas. Por otro lado, entre las uniones no permanentes se encuentran el uso de piezas con lenguetas o pestañas, y la unión con tuercas y tornillos.

En este caso, dado que se necesita ensamblar la carcasa de un prototipo que debe ser desmontable, se ha decidido utilizar tuercas y tornillos para el anclaje de las PCBs a la estructura y para la unión de las partes de cada carcasa. Las tuercas van incrustadas en varios huecos del plástico, adheridas con cianoacrilato.

La medida de todas las tuercas y tornillos utilizados es M3-0.5, y viene determina-da por el diámetro de los agujeros de montaje de la pantalla LCD escogida. Sólo se utilizan 3 tornillos de longitud diferente para todas las piezas de los 3 prototipos: 5 mm, 20 mm y 25 mm.

4 .4 .2 Modelado 3DImportación de los modelos 3D de las PCBsSe han exportado los modelos completos en 3D de todas las PCBs para poder utilizarlos en el programa de diseño 3D. De esta manera, se puede dibujar la car-casa alrededor de la placa y los conectores de forma mucho más cómoda, ya que se pueden comprobar tolerancias, medir distancias y depurar errores directamente a partir de la PCB. Los modelos de las placas y sus componentes se exportan en formato STEP y se pueden importar como un grupo de componentes 3D.

Diseño 3D de los componentesConectores de electrodosLos elementos a los que se conectan los cables de los electrodos son tres conectores de banana de 4 mm estándar. Constan de un cilindro metálico al que se une una

Diseño e impresión 3D de las carcasas

87

pieza de plástico y una tuerca con arandela para anclar la pieza a la carcasa, y van alojados en tres agujeros en su parte delantera.

BateríaLa batería tiene unas dimensiones de 34 mm x 50 mm x 6 mm. Se ha dibujado un modelo 3D rectangular sencillo para comprobar que encaja correctamente dentro del hueco de la carcasa preparado para alojarla.

Tuercas y tornillosSe han diseñado tres modelos de tornillos M3-0.5 según las longitudes usadas y un modelo para las tuercas correspondientes.

Diseño 3D de las carcasasSe necesita una estructura que aloje en su interior una placa de circuito impreso y de acceso a sus conectores, y por tanto hay que diseñar algún tipo de caja que permita acceder a su interior de manera más o menos cómoda a la hora de montar las piezas de la carcasa, y que fije la PCB de forma rígida para evitar que se mueva una vez ensamblada. Para ello, lo más sencillo es diseñar una caja en dos piezas, inferior (base) y superior (tapa), que se unan mediante tuercas y tornillos. Como se ha mencionado anteriormente, las tuercas van incrustadas en el plástico para poder atornillar entre sí las diferentes partes de la carcasa.

Dado que tenemos diferente número de PCBs en cada una de las carcasas, se han seguido dos modelos de diseño:

• 1 PCB por carcasa (Persimmon Pacemaker y Kiwi): la PCB se aloja en la base de la carcasa y se incrustan las tuercas en la tapa. A continuación, los tornillos se colocan desde la cara inferior de la base y unen las dos partes de la estruc-tura a la vez que fijan la PCB mediante la presión que ejercen los topes de la parte superior de la carcasa hacia la base.

• 2 PCBs por carcasa (Persimmon Access Device): la PCB del sistema se aloja en la base de la carcasa de la misma forma que en el modelo anterior, aunque en este caso hay varias tuercas incrustadas en la base para fijarla directamente con tornillos cortos. De la misma manera, la PCB de la pantalla se aloja en la tapa de la carcasa y se fija con varios tornillos. Una vez que las dos PCBs están ancladas a sendas piezas por separado, se unen ambas partes mediante tornillos, que se colocan desde la cara inferior de la base y atraviesan toda la estructura.


88

Se ha intentado reducir en la medida de lo posible el tamaño de todas las piezas para realizar prototipos compactos y portátiles, con el mínimo número de torni-llos necesario, que permitan ser programados con facilidad y cuyas piezas puedan ser fácilmente imprimibles.

4 .4 .3 PrototiposA continuación se describen todas las piezas realizadas para cada uno de los dispo-sitivos del sistema. Las versiones de las piezas son independientes de las versiones de los dispositivos.

Persimmon PacemakerLa carcasa del Persimmon Pacemaker consta de:

• 3 piezas de plástico:

º Base, donde se alojan la PCB, la batería y los conectores de los electrodos

º Tapa, que va atornillada a la base

º Enganche, que va pegado a la parte trasera de la base y permite llevar el dispositivo en un cinturón o en el borde de un bolsillo cómodamente

• 3 tuercas

• 3 tornillos M3-0.5 de 20 mm para anclar la PCB y unir las dos partes de la carcasa

Tiene un tamaño de 113.1 mm x 109.9 mm x 42.4 mm.

BaseLa base del Persimmon Pacemaker aloja la PCB, los conectores de los electrodos, la batería, que va colocada debajo de la PCB y en ella se encuentran todos los hue-cos de los conectores del prototipo, así como el botón de encendido y apagado y el LED de notificación.

Las paredes laterales de la carcasa tienen una anchura de 2.75 mm, y tienen los bordes exteriores redondeados con un radio de curvatura de 2 mm que hacen que el dispositivo sea más agradable al tacto. El contorno de las paredes laterales en las que descansa la pieza superior está diseñado dibujando líneas que forman ángulos


89

de 60º respecto de la horizontal para evitar cortes verticales, permitiendo que la tapa encaje con más suavidad.

Los huecos de los conectores del cargador y de programación están redondeados para permitir que los conectores de los cables hagan buen contacto con los de la placa. También lo están los huecos del LED de notificaciones y el botón de en-cendido para que la sensación al tocar las piezas sea más agradable. El botón de encendido está formado por una pestaña de plástico de 1 mm de grosor, más fina que las paredes para hacer que sea un poco más elástica y sirva para pulsar el botón de encendido y apagado de la PCB.

Además, en la cara interna de la base se encuentran una serie de piezas en las que se apoya la PCB y la batería, y por las que se guían los tres tornillos hacia la tapa.

TapaLa tapa del Persimmon Pacemaker lleva incrustadas y pegadas con cianoacrilato tres tuercas en las que se insertan los tornillos y que hacen presión contra la PCB para fijarla a la estructura y mantener unida la carcasa.

EngancheAdemás, para que el dispositivo pueda ser llevado de forma cómoda por un usua-rio, se incluye una pieza con forma de ‘U’ que va pegada con cianoacrilato a la cara inferior de la base, de forma que pueda ser colocada con facilidad en un cinturón o bolsillo.

VersionesEn la versión v1.0 se definió la forma prácticamente definitiva de la carcasa, a excepción de los apoyos de plástico que fijan la PCB a la estructura, que en esta versión están ausentes. Destacan detalles como la ausencia de cortes en las paredes verticales de la tapa y la base que sirvan de guía para encajar ambas piezas y un botón de encendido algo pequeño e incómodo. En la versión v1.1 se añadieron los apoyos y los cortes de las paredes, pero el botón seguía siendo demasiado pequeño. Además, después de la primera impresión de prueba aparece la necesidad de abrir un hueco en el conector de programación para programar el prototipo sin nece-sidad de desmontarlo. En la v1.2, se diseñó un botón de encendido más grande y fácil de acceder, se ha añadido el hueco para el conector de programación, se han corregido algunas dimensiones y se han incluido una serie de inscripciones en la carcasa. En la última versión, la v1.3, se ha corregido el grosor de la tapa.


90

Persimmon Access DeviceLa carcasa del Persimmon Access Device consta de:


º Base, donde se alojan la PCB, la batería y los conectores de los electrodos

º Tapa, donde se aloja la pantalla TFT, atornillada a la base

• 6 tuercas

• 4 tornillos M3-0.5 de 5 mm para anclar la PCB y la pantalla a sendas partes de la carcasa

• 2 tornillos M3-0.5 de 25 mm para unir las dos partes de la carcasa

Tiene un tamaño de 139.7 mm x 109.9 mm x 40.6 mm.

BaseLa base del Persimmon Access Device es básicamente la misma que la del Persim-mon Pacemaker excepto por unas pocas variaciones. Es algo más larga, para hacer sitio a la pantalla LCD, lo cual permite colocar la batería a un lado en lugar de bajo la PCB, disminuyendo el grosor de la carcasa. Además, dado que en este prototipo hay dos placas y seguimos el segundo modelo de diseño 3D, en la base van incrus-tadas las dos tuercas en las que se fija con dos tornillos cortos la PCB del sistema.

TapaLa tapa del dispositivo está diseñada para alojar y hacer de embellecedor de la pantalla. Por ello, se abre en la cara superior un hueco de 5” de diagonal a través del cual se muestra la zona útil del LCD. De la misma manera que en la base, en la tapa hay dos tuercas incrustadas para fijar la PCB de la pantalla con tornillos cor-tos. Además, hay otras dos tuercas incrustadas en las que se insertan dos tornillos colocados desde la parte inferior de la base para unir las dos partes de la carcasa.

VersionesDe una forma similar a la del Persimmon Pacemaker, en la versión v1.0 se definió la forma de la carcasa. En este caso sí que se colocaron apoyos desde el principio para las dos PCBs, aunque tampoco se incluyeron cortes en las paredes verticales y el botón también era pequeño. En la versión v1.1 se añadieron los cortes en las


91

paredes de la carcasa y en la v1.2 se cambió el botón de encendido, se corrigieron las dimensiones del hueco de la pantalla y se añadieron el hueco del conector de programación y las inscripciones en la carcasa.

Kiwi ChargerLa carcasa del Persimmon Pacemaker consta de:


º Base, donde se aloja la PCB

º Tapa, que va atornillada a la base

• 4 tuercas

• 4 tornillos M3-0.5 de 20 mm para anclar la PCB y unir las dos partes de la carcasa

Tiene un tamaño de 82 mm x 47 mm x 47.5 mm.

BaseLa base del Kiwi Charger aloja la PCB y en ella se encuentra un hueco para el co-nector del cable a la red eléctrica y un agujero por el que sale el cable del cargador. En la cara interna de la base se encuentran cuatro piezas en las que se apoya la placa y por las que se guían los cuatro tornillos hacia la tapa.

TapaLa tapa del Kiwi Charger lleva incrustadas y pegadas con cianoacrilato cuatro tuercas en las que se insertan los tornillos y que hacen presión contra la PCB para fijarla a la estructura y mantener unida la carcasa.

VersionesEn la versión v1.0 se definió, al igual que en los otros dos prototipos, la forma de la carcasa. En este caso, los bordes de la carcasa no estaban redondeados y la tapa y la base carecían de cortes en las paredes verticales para facilitar el alineamiento de ambas piezas. En la v1.1 se redondearon los bordes, en la v1.2 se añadieron los cortes en las paredes de las dos piezas y en la v1.3 se corrigieron algunas dimensio-nes y el diseño del agujero por el que sale el cable del cargador.

ConclusionesDiseño e implementación del sistema(Persimmon y Kiwi v1.0)

92

4 .4 .4 Impresión 3D y resultado finalLas siete piezas de los tres prototipos se han imprimido en dos tandas con una impresora BQ Witbox 2. En la primera de ellas se imprimieron las versiones v1.2 del Kiwi Charger y v1.1 de ambos prototipos Persimmon. En la segunda, se impri-mieron las versiones finales de todos los prototipos, que corresponden a las versio-nes v1.3 del Kiwi Charger, v1.3 del Persimmon Pacemaker y v1.2 del Persimmon Access Device.

4.5 ConclusionesDurante las primeras pruebas de la placa Persimmon se comprobó que existía un fallo de diseño en la entrada del front-end analógico. Se colocaron tres conectores para las tres líneas de entrada de los amplificadores, pero se omitió un cuarto co-nector necesario para la referencia de tensión que el amplificador de RLD aplica sobre el paciente a través de otro electrodo.

Existen también algunos pequeños fallos que pueden ser corregidos en una nueva versión:

• Conectores de electrodos: no se agarran bien a la carcasa de plástico y hay que utilizar cables para conectarlos a la placa del dispositivo, lo cual aumenta el tiempo y coste de fabricación.

• Resistencias de pulldown: cuando el microcontrolador entra en modo de bajo consumo las salidas de propósito general se desactivan y quedan flotando, haciendo que algunas veces el LED se encienda aleatoriamente.

• Buzzer: dado que es un elemento inductivo, produce picos de tensión cuando se corta bruscamente su alimentación que pueden dañar a los componentes.

• Cargador: no está conectado a ninguna línea de wakeup del microcontrolador, por lo que no es capaz de despertarle del modo de más bajo consumo cuando se conecta una fuente de alimentación para que encienda el LED de notifica-ción o la pantalla.

• Fallos en algunos puntos de test de la PCB.

Se observaron también en la fuente de alimentación ciertas características del dise-ño de la PCB, como la distribución de los componentes del secundario y sus pla-

Conclusiones

93

nos de masa, que podrían mejorarse para mejorar el filtrado de la señal y reducir el rizado de salida.

Por todo lo anterior, se decició desarrollar una última versión de la plataforma para corregir los errores encontrados en la plataforma Persimmon y para mejorar el diseño del Kiwi Charger.

5 Diseño e implementación del sistema (Persimmon y Kiwi v1.1)

Diseño e implementación del sistema (Persimmon y Kiwi v1.1)

97

5 Diseño e implementación del sistema

(Persimmon y Kiwi v1.1)

La última versión de la placa del dispositivo de acceso y el marcapasos incluye los cambios que corrigen los errores de la versión anterior, entre los que destaca la adición del cuarto conector para el electrodo de RLD.

Esta se considera la versión siguiente de la placa Persimmon, y los prototipos del dispositivo de acceso y el marcapasos siguen denominándose “Persimmon Access Device” y “Persimmon Pacemaker”.

5.1 Diseño hardware del dispositivo de acceso/marcapasosSe describen a continuación únicamente las partes del sistema que han sufrido algún cambio con respecto a la versión anterior de la placa.

5 .1 .1 ArquitecturaLa arquitectura de los dispositivos es la misma que en la versión anterior, y úni-camente se han llevado a cabo cambios de implementación en determinados sub-módulos del sistema.


98

5 .1 .2 Front-end analógicoEn esta versión se ha añadido un nuevo conector para la salida del amplificador del RLD, necesaria para realizar la medida del ECG, y se ha modificado ligeramente su circuito por motivos de seguridad eléctrica.

ElectrodosSe han eliminado los conectores para los electrodos de la carcasa y los conectores JST-PH de la placa y se han colocado cuatro conectores hembra de banana de 4 mm montados directamente en la PCB.

RLDSe ha modificado ligeramente el circuito del amplificador de RLD para incluir una resistencia de protección que minimiza la corriente entregada al paciente en

Figura 20 - Arquitectura hardware del dispositivo de acceso/marcapasos (Persimmon v1.1)


99

caso de fallo del sistema electrónico. Esta se coloca a la salida del amplificador ope-racional que forma parte del circuito de RLD para limitar su corriente de salida máxima. Esta limitación no supone un problema en este tipo de aplicaciones, ya que las corrientes que se aplican normalmente sobre el cuerpo del paciente son lo suficientemente pequeñas como para permitir que la tensión a la salida sea modu-lada sin problemas por el amplificador.

5 .1 .3 AlimentaciónSe han reorganizado las líneas de notificación del cargador para que una de ellas esté conectada a una línea de wakeup del microcontrolador. De esta forma el car-gador es capaz de despertar al microcontrolador cuando este se encuentra en cual-quier modo de bajo consumo, avisándole de que dispone de una fuente de energía.

5 .1 .4 Interfaz de usuarioPara corregir los errores de la versión anterior, se han añadido resistencias de pull-down en las puertas de los transistores que controlan el encendido y apagado del LED, así como en el transistor que controla el buzzer magnético.

Indicador acústicoEl buzzer es excitado mediante una salida PWM del microcontrolador. Esta señal enciende y apaga un transistor que modula la tensión aplicada al buzzer, haciendo

que pase cierta corriente a través de él.

Este componente es un elemento inductivo, por lo que la corriente que lo atraviesa en un determinado momento no se puede cortar inmediatamente. Cuan-do el transistor se apaga, el buzzer sigue forzando el paso de corriente y carga la capacidad parásita de dre-nador del transistor, haciendo que la tensión en ese punto se eleve a niveles que pueden dañar a los com-ponentes electrónicos.

Para limitar esa subida de tensión, se ha colocado un diodo BAS16L en inversa en paralelo con el buzzer. Durante el funcionamiento normal del circuito el diodo permanece apagado, pero cuando la tensión de drenador del transistor comienza a elevarse por enci-ma de la tensión de alimentación el diodo se encien-

Figura 21 - Persimmon v1.1


100

de, impidiendo que el nivel de tensión suba por encima de la tensión de alimenta-ción más la tensión de codo del diodo.

5.2 Diseño software del dispositivo de acceso/marcapasosEl software utilizado en esta versión de la plataforma es idéntico al de la plataforma anterior, salvo por pequeños cambios en la conexión de las líneas de notificación del cargador a las líneas de wakeup y de propósito general del microcontrolador.

5.3 Diseño de la fuente de alimentaciónEn la última versión de la fuente de alimentación se ha sustituído el snubber y se ha modificado el circuito secundario con el objetivo de reducir el rizado de salida.

Esta se considera la versión siguiente de la placa Kiwi, y el dispositivo sigue deno-minándose “Kiwi Charger”.

5 .3 .1 Fuente de alimentaciónSe ha optado esta vez por prescindir de la recomendación del fabricante y diseñar un snubber específico para esta fuente. Además, se ha añadido filtrado adicional en el circuito secundario.

SnubberPara limitar la tensión máxima de drenador se ha colocado un circuito snubber RCD. Se ha utilizado un diodo ultrarrápido US1M-13-F y se han calculado los valores de resistencia y capacidad necesarios a partir de la tensión máxima sopor-tada por el FET, las inductancias del transformador, la corriente de pico del FET y la frecuencia máxima de funcionamiento del controlador.

Circuito secundarioSe han añadido varios condensadores cerámicos de distintos valores de capacidad en paralelo con el condensador electrolítico principal para mejorar el filtrado de la señal de salida a frecuencias más altas.


101

5 .3 .2 Diseño de la PCBSe han seguido determinados patrones de diseño para minimizar la resistencia pa-rásita del circuito secundario, recolocando los componentes y extendiendo nuevos planos de masa y alimentación.

5.4 Diseño e impresión 3D de las carcasasPara esta versión del sistema se han realizado una serie de cambios para alojar las nuevas PCBs. Se han tenido en cuenta las mismas consideraciones y restricciones de fabricación que en la versión v1.0, y se ha seguido también el mismo proceso de modelado e impresión 3D.

Los prototipos constan de las mismas piezas y el mismo número de tornillos, por lo que a continuación solamente se describen los cambios realizados con respecto de la última versión de las carcasas de la versión anterior del sistema.

5 .4 .1 PrototiposPersimmon PacemakerEn esta versión la carcasa tiene un tamaño de 110.1 mm x 113.5 mm x 50.4 mm.

El cambio principal de esta carcasa con respecto de la del sistema anterior respon-de al cambio de los conectores de los electrodos y a la adición de uno más al dis-positivo. Se han escogido para esta versión conectores soldados directamente en la PCB, por lo que se ha rediseñado la parte delantera de la carcasa para acomodarlos adecuadamente.

Los tres agujeros han sido sustituidos por cortes semicilíndricos tanto en la tapa como en la base. Así, cuando la PCB se fija a la estructura, hay hueco para que los conectores descansen so-bre el plástico en ambas piezas.

A causa de este cambio, ha sido necesa-rio desplazar el conector de programa-ción. Por ello se ha desplazado también el hueco en la pared lateral de la base. La altura de los conectores también ha obligado a aumentar la altura de la car-Figura 22 - Kiwi v1.1


102

casa en 8 mm, lo cual se ha aprovechado para modificar los huecos de los tornillos y poder alojar tornillos de hasta 25 mm de longitud.

Por último, se han eliminado varias de las inscripciones de la carcasa ya que poseen detalles más pequeños de lo que la resolución de la impresora 3D permite fabricar y no se aprecian bien o aparecen borrosos en las piezas impresas.

VersionesEn la versión v2.0 se realizaron los cambios mencionados y se cambió la orienta-ción de la pestaña del botón de encendido para que la pestaña emergiera de la par-te inferior de la pared de la pieza. En la versión v2.1 se revirtió este último cambio ya que hacía que la pestaña se rompiera con mucha más facilidad.

Persimmon Access DeviceEn esta versión la carcasa tiene un tamaño de 139.7 mm x 113.5 mm x 40.6 mm.

La carcasa de la nueva versión del Persimmon Access Device sufre los mismos cambios que la del Persimmon Pacemaker, a excepción de la altura de la carcasa que se mantiene igual que la de la versión anterior.

VersionesDe una forma similar a la del Persimmon Pacemaker, en la versión v2.0 se realiza-ron los cambios mencionados y se cambió la orientación de la pestaña del botón de encendido. En la versión v2.1 se volvió a colocar la pestaña en su posición original.

Kiwi ChargerEn esta versión la carcasa tiene un tamaño de 82 mm x 47 mm x 47.5 mm.

En esta carcasa se han realizado varios cambios: se ha vaciado parte del plástico de la tapa que no era necesario para reducir el tiempo de impresión, se ha realizado una hendidura en la zona del conector IEC C8 para permitir que encaje mejor, y se han eliminado varias de las inscripciones de la carcasa.

También se han modificado los huecos de los tornillos para poder alojar tornillos de hasta 25 mm de longitud de igual forma que en los otros dos dispositivos. Con la adaptación de los huecos de los tornillos en todas las carcasas se consigue evitar el uso de tornillos de 20 mm y que solo sean necesarias dos longitudes diferentes: 5 mm para fijar las PCBs y 25 mm para unir las piezas de las carcasas.


103

VersionesLa única versión realizada es la v2.0, que incluye los cambios anteriores.

5 .4 .2 Impresión 3D y resultado finalLas siete piezas de los tres prototipos se han imprimido de igual forma que en la anterior versión del sistema con una impresora BQ Witbox 2. Se han impreso las versiones v2.0 del Kiwi Charger y v2.1 de ambos prototipos Persimmon.

5.5 ConclusionesEn esta última versión se ha conseguido desarrollar una plataforma hardware para un dispositivo simulador de marcapasos y su dispositivo de acceso. Ambos son completamente funcionales y soportan el desarrollo de servicios de acceso inalám-brico mediante Heart-to-Heart.

De la misma forma, se ha desarrollado una fuente de alimentación específica para la plataforma para alimentar a las baterías recargables de ambos dispositivos.

Por último, se ha implementado una capa de abstracción hardware sobre un sis-tema operativo de tiempo real para los dos dispositivos, sobre la cual se pueden desarrollar las aplicaciones realizadas en el proyecto conjunto “Diseño e imple-mentación de un servicio de acceso inalámbrico a dispositivos médicos mediante Heart-to-Heart”.

6 Conclusiones y líneas futuras

Conclusiones y líneas futuras

107

6 Conclusiones y líneas futuras

En este proyecto se han realizado el diseño y la implementación de una plataforma hardware y una capa de abstracción sobre las que se pueden implementar servicios de acceso a dispositivos médicos implantables mediante H2H. Esta plataforma ha sido la base de los prototipos de dispositivo de acceso y de dispositivo simulador de marcapasos desarrollados.

De la misma forma, se ha realizado el diseño y la implementación de una fuente de alimentación para alimentar a las baterías recargables de ambos dispositivos. El desarrollo de esta fuente ha tenido en cuenta varios aspectos relativos a la seguri-dad eléctrica del operador y del paciente.

PrototiposA lo largo del proyecto se han realizado varias versiones de la plataforma y de la fuente de alimentación que han dado lugar a la fabricación de diferentes prototi-pos.

El primero de todos es la primera ver-sión del dispositivo de acceso, llamada “TIIC Access Device”. Se completó la fabricación de este prototipo, pero no se llegó a comenzar la fabricación el simulador de marcapasos por culpa de los fallos de diseño comentados an-teriormente. También fue completada la fabricación del módulo de alimenta-ción, que de igual forma fue descartado por los problemas mencionados.Figura 23 - TIIC Access Device

Líneas futurasConclusiones y líneas futuras

108

En segundo lugar, se desarrollaron pro-totipos completos de la segunda ver-sión de la plataforma, tanto del dispo-sitivo de acceso como del marcapasos. La plataforma fue denominada “Per-simmon”, y ambos dispositivos fueron llamados “Persimmon Access Device” y “Persimmon Pacemaker”, respecti-vamente. Se fabricó a su vez la fuente de alimentación, llamada “Kiwi”, do-tando a la plataforma de una fuente de energía para recargar sus baterías. A todos estos dispositivos se les dió el nú-mero de versión v1.0.

Debido a los problemas descritos en páginas anteriores, se descartaron estos pro-totipos y se comenzó el desarrollo de una última versión de la plataforma, para la cual se fabricaron prototipos completos tanto del dispositivo de acceso como del marcapasos. De la misma forma, fue fabricada una última versión de la fuente de alimentación. La nueva plataforma y la nueva fuente son versiones mejoradas de la plataforma “Persimmon” y de la fuente de alimentación “Kiwi”, por lo que se les asignó el número de versión v1.1.

Los tres dispositivos de la última versión, junto con un juego de electrodos y ca-bles, forman un kit completo con el que se pueden implementar los ya menciona-dos servicios de acceso a IMDs mediante H2H.

Se puede encontrar el código desarro-llado junto con la aplicación que im-plementa el servicio H2H [2] en:

https://github.com/b105-h2h/h2h

6.1 Líneas futurasCabe decir, por último, que la plata-forma está abierta a varias mejoras de diseño e implementación.

Figura 24 - Persimmon Access Device v1.1

Figura 25 - Persimmon Pacemaker v1.1

Líneas futuras

109

Actualización del microcontrola-dorSe ha considerado que la siguiente ver-sión de la plataforma debería incluir un microcontrolador con mayor velo-cidad de procesamiento, con unidad de coma flotante y los mismos periféricos que el de la última versión desarrollada. Utilizando dicha unidad se pueden im-plementar filtros más selectivos en fre-cuencia respetando las consideraciones de diseño actuales [2], y una velocidad mayor permitiría implementar algo-ritmos más complejos para desarrollar

nuevas aplicaciones de ayuda al diagnóstico, detección automática de anomalías, etc.

Se propone el uso de la familia inmediatamente superior a la del microcontrolador actual, que integran procesadores ARM Cortex-M4 con unidad de coma flotante y alcanzan velocidades de hasta 80 MHz. En concreto, se propone el microcon-trolador STM32L486VG que es compatible pin a pin con el microcontrolador actual, por lo que no es necesario realizar modificaciones en la PCB.

Mejora de la interfaz gráfica de usuarioPara mejorar el diseño de la interfaz de usuario se podrían implementar interfaces gráficas más avanzadas con ventanas, iconos y elementos gráficos más complejos.

Es posible que estas mejoras necesita-ran añadir más memoria volátil a la plataforma para disponer de un frame buffer en el que generar y almacenar la información gráfica antes de enviarla al módulo LCD.

Adición de almacenamiento ex-traíblePodría ampliarse la funcionalidad del dispositivo marcapasos añadiendo al-macenamiento extraíble a la platafor-ma para almacenar información de la

Figura 26 - Kiwi Charger v1.1

Figura 27 - Kit H2H

Líneas futurasConclusiones y líneas futuras

110

ECG del paciente durante periodos largos de tiempo. Esta información podría procesarse a posteriori para realizar diagnósticos o evaluaciones del estado físico del individuo.

Comprobación de los requisitos de seguridadSería interesante realizar pruebas para comprobar que se cumplen los requisitos de seguridad determinados por los estándares mencionados en la fuente de alimenta-ción y en la etapa de entrada del front-end analógico.

Detección de marcapasos en ECGLos marcapasos introducen señales de alta frecuencia en la señal de un ECG que pueden ser detectadas si se muestrea con suficiente ancho de banda y a la suficiente velocidad. Esta detección, que puede hacerse por software o por hardware, puede ser interesante para mejorar aún más la seguridad en el acceso al marcapasos.

Líneas futuras

111

Figura 28 - Kit H2H completo

7 Referencias y anexos

Referencias

[1] Rostami, M., Juels, A. and Koushanfar, F. Heart-to-Heart (H2H): Authentication for Implanted Medical Devices. Proceedings of the 2013 ACM SIGSAC conference on Computer & communications security, Noviembre de 2013

[2] Valencia, T. Diseño e implementación de un servicio de acceso inalámbrico a dispositivos médicos mediante Heart-to-Heart. Proyecto Fin de Carrera, ETSIT UPM, Septiembre de 2016

[3] Soundarapandian, K., Berarducci, M. Analog Front-End Design for ECG Systems Using Delta-Sigma ADCs. Texas Instruments, 2010. Lit. no.: SBAA160A

[4] Webster, J. G. Medical Instrumentation: Application and Design. 4th ed. Wiley, 2010. 720 p. ISBN 978-0-471-67600-3

[5] Hejjel, L., Roth, E. What is the adequate sampling interval of the ECG signal for heart rate variability analysis in the time domain? Physiol Meas. 25(6):1405-11. PubMed PMID: 15712719. Diciembre de 2004

[6] Pallas-Areny, R., Casas, O. Basics of analog differential filters. IEEE Transactions on Instrumentation and Measurement 45(1):275 - 279. Marzo de 1996

[7] Texas Instruments. ADS129x datasheet. Lit. no.: SBAS502B. Septiembre de 2012

[8] Torvmark, K. Three flavors of Bluetooth: Which one to choose? Texas Instruments. Lit. no.: SWRY007. Marzo de 2014.

[9] Wallace, R. Antenna Selection Guide. Texas Instruments, 2010. Lit. no.: SWRA161B/AN058

[10] Andersen, A. 2.4 GHz Inverted F Antenna. Texas Instruments, 2008. Lit. no.: SWRU120B/DN0007

[11] Microchip Technology. Developing Embedded Graphics Applications using PIC Microcontrollers with Integrated Graphics Controller. Microchip, 2011. Lit. no.: AN1368

[12] Zumbahlen, H. Staying Well Grounded. Analog Dialogue 46-06. Junio de 2012

[13] ON Semiconductor. Switch-Mode Power Supply Reference Manual. Lit. no.: SMPSRM/D Rev. 4. Abril de 2014

[14] Texas Instruments. UCC2891x datasheet. Lit. no.: SLUS769C. Marzo de 2015

[15] Ardley, T. First Principles of a Gas Discharge Tube (GDT) Primary Protector. Bourns, 2008

[16] Acharya, V. Improving Common-Mode Rejection Using the Right-Leg Drive Amplifier. Texas Instruments. Lit. no.: SBAA188. Julio de 2011

[17] ARM Infocenter. Cortex-M Debug Connectors. 2011. <http://infocenter.arm.com/help/topic/com.arm.doc.faqs/attached/13634/cortex_debug_connectors.pdf>

[18] ST Microelectronics. Oscillator design guide for STM8S, STM8A and STM32 microcontrollers. Lit. no.: AN2867. Agosto de 2015

[19] Vega, M., Yu, M. Single Cell Gas Gauge Circuit Design. Texas Instruments, 2008. Lit. no.: SLUA456

[20] Texas Instruments. Quickstart Guide for bq27441-G1. Lit. no.: SLUUAP7. Diciembre de 2013

[21] International Electrotechnical Commission. IEC 60601-1 Medical electrical equipment. 3rd ed. IEC, 2005

[22] International Electrotechnical Commission. IEC 61558-2-16 Safety of transformers, reactors, power supply units and similar products for supply voltages up to 1100 V. IEC, 2009

Anexo A Esquemáticos: Persimmon v1.1

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title

:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Main Board

Main Board

2016/01/06

17

Author:

Samuel L

ópez

AFE

_COMM

U_A

FEAFE

.SchDoc FG_C

OMM

CHRG_C

OMM

U_B

attery

Battery.SchDoc REG

_EN

U_V

oltage Regulation

Voltage Regulation.SchD

oc

BT_

COMM

U_R

FRF.SchD

oc

SCREE

N_C

OMM

TP_C

OMM

LEDS

BUZZ

ER

U_U

ser Interface

User Interface.SchDoc

SCREE

N_C

OMM

AFE

_COMM

FG_C

OMM

CHRG_C

OMM

REG

_EN

BT_

COMM

TP_C

OMM

LEDS

BUZZ

ER

U_M

CU

MCU.SchDoc

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title

:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Main Board

Analog Front E

nd

2016/01/04

27

Author:

Samuel L

ópez

D3

D4

D5

N1

N2

N3

LA RA

LL

AGND

AGND

VDD_A

FE_A

VDD_A

FE_A

VDD_A

FE_A

VDD_A

FE_A

AGND

AGND

AGND

AGND

D1A

D1B

D2A

D2B

VDD_A

FE_A

IN1N

3

IN1P

4

IN2N

5

IN2P

6

IN3N

/RES

P_MODN

32

IN3P

/RES

P_MODP

31

RLD

IN/RLD

REF

29RLD

INV

28

PWDN/RES

ET15

CLK

17

CLK

SEL

14

GPIO1/RCLK

126

GPIO2/RCLK

225

START

16

SCLK

20

DIN

19

DOUT

21

CS

18

DRDY

22

RLD

OUT

30

PGA1N

1

PGA1P

2

PGA2N

7

PGA2P

8

U1A

ADS1

292

AVDD

12

DVDD

23

DGND

24AVSS

13

VCAP1

11

VCAP2

27

VREF

N10

VREF

P9

U1B

ADS1

292

RL

AFE

_DRDY

AFE

_CS

AFE

_DOUT

AFE

_DIN

AFE

_SCLK

AFE

_GPIO

AFE

_STA

RT

AFE

_CLK

SEL

AFE

_CLK

AFE

_RES

ET

VDD_A

FE_D

AGND

SCLK

MOSI

MISO

CS

RES

ETST

ART

DRDY

AFE

_COMM

AFE

_RES

ETAFE

_STA

RT

AFE

_DRDY

AFE

_SCLK

AFE

_DIN

AFE

_DOUT

AFE

_CS

AFE

_COMM

VDD_A

FE_A

VDD_A

FE_D AGND

VDD_A

FE_A

AGND

AGND

AGND

AGND

VDD_A

FE_D

AGND

AGND

AGND

AGND

AGND

AGND

GND

AFE

_RA

AFE

_LA

AFE

_RA

AFE

_LL

AFE

_VCAP1

AFE

_VCAP2

AFE

_VREF

P

R1

22k

R7

47k

R8

47k

R9

47k

R11

1M

R13

100

R14

100

C1

1n C2

1n

C3

47p

C4

47p

C5

47p

C6

1.5n

C7

4.7n

C8

4.7n

C9

1uC10

0.1u

C11

1uC12

0.1u

C13

10u

C14

0.1u

C15

1uC16

1u

iNet Class

ClassNam

e: DefibProof

iPC

B Rule

Clearance Constraint [Clearance = 4mm]

iNet Class

ClassNam

e: DefibProofG

DT

iPC

B Rule

Clearance Constraint [Clearance = 2mm]

R2

22k

R3

22k

R12

100k

R4

22k

R5

22k

R6

22k

JE1

Banana Jack

JE2

Banana Jack

JE3

Banana Jack

JE4

Banana Jack

AGND

R10

0

AFE

_RLD

INV

AFE

_RL

AFE_RLDOUT

Minim

ize parasitic capacitance between

PGA pins (rem

ove GND plane below

caps)

VREF

N close

to VREF

P caps

Star ground point

Make connectio

n near

AVSS

and DGND pins

Electro

deconnectors

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Main Board

Battery

2016/01/04

37

Author:

Samuel L

ópez

GND

BIN

10

BAT

6

VDD

5

VSS

3

SRP

8

SRN

7

SDA

1SC

L2

GPO

UT

12

EP13

U2

BQ27441D

RZR

-G1A

PACK+

FGND

FGND

FGND

FGND

FGND

FG_1.8

C17

1u

C19

0.1u

C18

0.1u

C20

0.1u

C21

0.47u

R18

100

R23

100

FG_S

R_P

FG_S

R_N

1W 1%50ppm/ºC

R19

0.01

R20

1M

FG_B

IN

FGND

SCL

SDA

GPO

UT

FG_C

OMM

R15

10k

R16

10k

R17

10k

FG_G

POUT

FG_S

DA

FG_S

CL

R21

1MR22

1M

GND

GND

FG_C

OMM

VDD_M

CU

GND

FGND

J2

GND

Q1

DMP3

056L

GND

CHRG_JACK_P

IN

C22

1uC23

0.1u

GND

GND

R26

1.2k

R27

0R28

2kR29

10k

GND

GND

GND

GND

GND

C24

0.1u

C25

1u

GND

GND

IN1

ISET

2

VSS

3

PRET

ERM

4

PG5

ISET

27

CHG

8

TS9

OUT

10

Pad

U3

BQ24090

CHRG_ISE

T

CHRG_P

RET

ERM

CHRG_T

S

CHRG_ISE

T2

CHRG_IN

CHRG_JACK

VSY

S

PG CHG

JACK_D

ET

CHRG_C

OMM

CHRG_JACK_D

ET

R24

4.7M

R32

100k

R25

100k

VDD_M

CU

CHRG_C

HG

CHRG_P

G

CHRG_C

OMM

R30

100k

C26

470p

GND

CHRG_JACK_P

IN

1 2

J1

GNDQ2

BSS

84

VDD_M

CU

R31

100k

CHRG_CHG_OUT

Careful

with

polarity!

Kelvin connect B

AT pin to th

e battery PACK+

(as c

lose as possible to

the battery connector)

Kelvin connect S

RP and SR

N to

Rsense term

inals

(SRP -> PACK+ side // SRN ->

System side)

Place caps

close to IC

Star ground point

Separate high current G

ND plane from

fuel gauge GND

DC plug

4.0 mmOD/1.7 mmID

EIAJ-02

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Main Board

Voltage Regulation 2016/01/05

47

Author:

Samuel L

ópez

VSY

SIN

1

GND

2EN

3OUT

5U8

LP5907-3.3

IN1

GND

2EN

3OUT

5U10

LP5907-3.3

IN1

GND

2EN

3OUT

5U12

LP5907-3.3

IN1

GND

2EN

3OUT

5U13

LP5907-3.3

IN8

GND

4EN

5OUT

1

GND

Pad

NR

3

U9

TPS7

3633

VDD_M

CU

VDD_A

FE_A

VDD_A

FE_D

VDD_S

CREE

N

VDD_R

F_PW

VDD_R

F_IO

VDD_M

CU:

Microcontroller supply

(always enabled)

VDD_S

CREE

N:

LCD screen and touchpad supply

VDD_R

F_PW

:Bluetooth ra

dio power su

pply

VDD_R

F_IO

:Bluetooth ra

dio I/O

supply (1.8 V)

VDD_A

FE_D

:Analog front end digital supply

VDD_A

FE_A

:Analog front end analog supply

IN1

GND

2EN

3OUT

5U11

LP5907-1.8

GND

GND

GND

GND

AGND

AGND

GND

GND

GND

GND

AGND

AGND

C60

1u

GND

GND

GND

GND

GND

GND

C61

1u

C62

1uC64

0.1u

C63

1u

GND

C65

1uC66

1u

C67

1uC68

1u

C69

1uC70

1u

C71

1uC72

1u

VDD_S

CREE

N_E

N

VDD_R

F_PW

_EN

VDD_R

F_IO

_EN

VDD_A

FE_D

_EN

VDD_A

FE_A

_EN

SCREE

N_E

NRF_

PW_E

NRF_

IO_E

NAFE

_D_E

NAFE

_A_E

N

REG

_EN

REG

_EN

VDD_S

CREE

N_E

NVDD_R

F_PW

_EN

VDD_R

F_IO

_EN

VDD_A

FE_D

_EN

VDD_A

FE_A

_EN

R50

1M

GND R51

1M

GND R52

1M

GND R53

1M

GND R54

1M

GND

NR capacito

r at S

creen LD

Oshould connect dire

ctly to

the GND pin of the device

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Main Board

RF

2016/01/05

57

Author:

Samuel L

ópez

HCI_RX

A26

HCI_TX

A33

HCI_CTS

A29

HCI_RTS

A32

AUD_F

SYNC

A35

AUD_C

LKB32

AUD_IN

B34

AUD_O

UT

B33

TX_D

BG

B24

SLOW_C

LKA25

XTA

LP/FREF

PB4

XTA

LM/FREF

MA4

BT_

RF

B8

nSHUTD

A6

U6A

CC2560A

VDD_IO

A17

VDD_IO

A34

VDD_IO

A38

VDD_IO

B18

VDD_IO

B19

VDD_IO

B21

VDD_IO

B22

VDD_IO

B25

CL1

.5_L

DO_IN

B6

MLD

O_IN

B5

MLD

O_O

UT

A5

MLD

O_O

UT

A9

MLD

O_O

UT

B2

MLD

O_O

UT

B7

SRAM_L

DO_O

UT

B1

ADC_P

PA_L

DO_O

UT

A8

CL1

.5_L

DO_O

UT

A7

DCO_L

DO_O

UT

A12

NC

A10

NC

A11

NC

B9

NC

B10

VSS

A24

VSS

A28

VSS

_DCO

B11

VSS

_FREF

B3

GND

Pad

DIG

_LDO_O

UT

A2

DIG

_LDO_O

UT

A3

DIG

_LDO_O

UT

B15

DIG

_LDO_O

UT

B26

DIG

_LDO_O

UT

B27

DIG

_LDO_O

UT

B35

DIG

_LDO_O

UT

B36

U6B

CC2560A

GND

1OUT

2

GND

3IN

4F1 LF

B212G

45SG

8A127

GND

GND

GND

26 M

Hz

X3

GND

GND

VDD_M

CU

VDD_R

F_IO

GND

GND

GND

GND

VDD_M

CU

BT_

UART

nSHUTD

SLOW_C

LK

BT_

COMM

HCI_TX

HCI_RX

HCI_RTS

HCI_CTS

BT_

UART

C42

0.1u

C43

0.1u

GND

GND

VDD_M

CU

VDD_R

F_IO

C44

12p

C45

12p

GND

GND

GND

BT_

HCI_TX

BT_

HCI_RX

BT_

HCI_RTS

BT_

HCI_CTS

BT_

nSHUTD

BT_

SLOW_C

LK

25V

C41

22p

BT_

COMM

GND

VDD_R

F_PW

C46

1u

GND

C52

0.1u

GND

VDD_R

F_IO

C57

0.1u

C58

0.47u

C59

0.47u

C51

0.1u

GND

GND

GND

BT_

DIG

_LDO_O

UT

C48

0.1u

C49

0.1u

C50

0.1u

GND

GND

GND

GND

C47

1u

GND

BT_

MLD

O_O

UT

BT_

CL1

.5_L

DO_O

UT

BT_

ADC_L

DO_O

UT

BT_

DCO_L

DO_O

UT

BT_

SRAM_L

DO_O

UT

nSHUTD

SLOW_C

LK

HCI_TX

HCI_RX

HCI_RTS

HCI_CTS

GND

ANT

2.4 GHz F-antenna

iNet Class

ClassNam

e: 50 Ohm

Line

iNet Class

iNet Class

7 77 7777

C53

0.1u

C54

0.1u

C55

0.1u

C56

0.1u

GND

GND

GND

GND

1OE

1

1A2

1Y3

2OE

4

2A5

2Y6

GND

7

3Y8

3A9

3OE

10

4Y11

4A12

4OE

13

VCC

14

U5

SN74LV

4T125

1OE

1

1A2

1Y3

2OE

4

2A5

2Y6

GND

7

3Y8

3A9

3OE

10

4Y11

4A12

4OE

13

VCC

14

U7

SN74LV

4T125

BT_

OUT

Create a sm

all G

ND plane fo

r the

cap placed at p

ins B35 and B36,

isolated from

the GND of the to

player and connect th

e cap GND

pad directly to

the ground layer

Connect each cap GND pad

directly to

the ground layer

Create a sm

all G

ND plane fo

r the

cap placed at p

in A12, isolated

from

the GND of the to

p layer

and connect it to the ground layer.

Connect th

e pin B11 dire

ctly to

the

small G

ND plane

Route th

e RF path between pins

A10, A

11, B

9 and B10 (through

the corner opening with

out p

ins)

and connect them all to GND

Digital clock signal traces m

ust h

ave a

ground plane on each side of th

esignal trace

Avoid connecting pin B3 to

the So

C th

ermal GND

Keep the GND plane under th

e crystal

lines and a trace width of 0

.250 mm

Keep the crystal tune caps close

to th

e crystal p

ads

Create a sm

all G

ND plane fo

r the

crystal and its caps isolated from

the GND of the to

p layer

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title

:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Main Board

User Interface

2016/01/05

67

Author:

Samuel L

ópez

Z1 2.7 kH

z

VDD_M

CU

Q3

2N7002P

GND

R42

0

12345678910111213141516171819202122232425262728293031323334353637383940

J4 FFC 40 Pin

Q4

2N7002P

GND

Q5

2N7002P

GND

R44

680

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23 24 25 26 27 28 29 30 31 32 33 34 35 36 37 38 39 40

VSS

VDD

#CS

D/#C

E/#R

DR/W

/#WR

E/#R

ESET

_NC

TE DB0

DB1

DB2

DB3

DB4

DB5

DB6

DB7

DB8

DB9

DB10

DB11

DB12

DB13

DB14

DB15

DB16

DB17

DB18

DB19

DB20

DB21

DB22

DB23

TP CS_

XR

TP CLK

_XL

TP DIN

_YU

TP DOUT_

YD

TP BUSY

_VSS

TP PEN

_VSS

BL_

ON/#OFF

VSS

Ground

Power su

pply

Chip Select

Data/Com

mand select

Enable/Read strobe

"Read/Write"/W

rite strobe

Master sync reset

Tearing Effect signal

Data Bus

- - - - - - - 8-bit Interface

- 9-bit Interface

- - - - - - - 16-bit Interface

- - 18-bit Interface

- - - - - - 24-bit Interface

XPT

2046 Chip Select

XPT

2046 Serial C

lock

XPT

2046 M

OSI

XPT

2046 M

ISO

XPT

2046 Busy output

XPT

2046 Pen in

terrupt o

utput

Backlight contro

l signal

Ground

Q6

2N7002P

GND

FSMC_D

[15..0]

FSMC_A

16FS

MC_N

WE

FSMC_N

OE

FSMC_N

E1NE1

NOE

NWE

A16

D[15..0]

BACKLIGHT

SCREE

N_C

OMM

SCREE

N_C

OMM

VDD_S

CREE

N

GND

GND

FSMC_D

0FS

MC_D

1FS

MC_D

2FS

MC_D

3FS

MC_D

4FS

MC_D

5FS

MC_D

6FS

MC_D

7FS

MC_D

8FS

MC_D

9FS

MC_D

10FS

MC_D

11FS

MC_D

12FS

MC_D

13FS

MC_D

14FS

MC_D

15

TP_C

STP

_SCLK

TP_M

OSI

TP_M

ISO

TP_B

USY

TP_P

EN

CS

SCLK

MOSI

MISO

BUSY PEN

TP_C

OMM

TP_C

OMM

BACKLIGHT_

CTR

L

BACKLIGHT_

CTR

L

R45

220

R46

220

R41

0

RED

GREE

NBLU

E

LEDS

LEDS

BUZZ

ER

VDD_M

CU

D7

OVSR

RGBCC3

GND

R43

100k

GND

R47

100k

GND R48

100k

GND R49

100k

GND

D6

BAS1

6L

Solder 0 ohm

resistor on R3: 8080 Interface (default)

Solder 0 ohm

resistor on R4: 6800 Interface

J4 Short, J3 Open: Backlight contro

l with

SSD

1963

J3 Short, J4 Open: Select b

acklight contro

l with

external input (d

efault)

J8 Short: VDD = 3.3V

J8 Open: VDD = 5V (d

efault)

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Main Board

MCU

2016/01/06

77

Author:

Samuel L

ópez

PB9

96PB

895

PB7

93PB

692

PB5

91PB

490

PB3

89PB

237

PB15

54PB

1453

PB13

52PB

1251

PB11

48PB

1047

PB1

36PB

035

PA9

68PA

867

PA7

32PA

631

PA5

30PA

429

PA3

26PA

225

PA15

77PA

1476

PA13

72PA

1271

PA11

70PA

1069

PA1

24PA

0-WKUP1

23

PD9

56PD

855

PD7

88PD

687

PD5

86PD

485

PD3

84PD

283

PD15

62PD

1461

PD13

60PD

1259

PD11

58PD

1057

PD1

82PD

081

PC9

66PC

865

PC7

64PC

663

PC5

34PC

433

PC3

18PC

217

PC15-O

SC32_O

UT

9PC

14-O

SC32_IN

8PC

13-W

KUP2

7PC

1280

PC11

79PC

1078

PC1

16PC

015

PH2

73PH

1-OSC

_OUT

13PH

0-OSC

_IN

12

PE9

40PE

839

PE7

38PE

6-WKUP3

5PE

54

PE4

3PE

32

PE2

1

PE15

46PE

1445

PE13

44PE

1243

PE11

42PE

1041

PE1

98PE

097

NRST

14

BOOT0

94

U4A

STM32L1

62VDT6

VSS

A19

VSS

_510

VSS

_427

VSS

_399

VSS

_274

VSS

_149

VREF

+21

VREF

-20

VLC

D6

VDDA

22

VDD_5

11VDD_4

28VDD_3

100

VDD_2

75VDD_1

50

U4B

STM32L1

62VDT6

VDD_M

CU

GND

VDD_M

CU

16 M

Hz

X2

R35

10k

C36

6pC37

6p

GND

GND

GND

GND

32.768 kHz

X1

C38

10p

C39

10p

GND

GND

FSMC_D

4

FSMC_D

5FS

MC_D

6FS

MC_D

7FS

MC_D

8FS

MC_D

9FS

MC_D

10FS

MC_D

11FS

MC_D

12

BOOT0

NRST

C40

10n

GND

FSMC_N

E1

FSMC_N

OE

FSMC_N

WE

FSMC_A

16

FSMC_D

0FS

MC_D

1

FSMC_D

2FS

MC_D

3

FSMC_D

13FS

MC_D

14FS

MC_D

15

BOOT1

JTDO

NJTRST

JTMS

JTCK

JTDI

FSMC_D

[15..0]

FSMC_A

16FS

MC_N

WE

FSMC_N

OE

FSMC_N

E1

C28

10u

C32

0.1u

C33

0.1u

C29

0.1u

C30

0.1u

C31

0.1u

VDD_M

CU

GND

GND

GND

GND

GND

GND

C34

1uC35

0.1u

GND

GND

VDD_M

CU

R38

10k

VDD_M

CU

GND

R39

10k

R40

10k

VDD_M

CU

GND

NE1

NOE

NWE

A16

D[15..0]

BACKLIGHT

SCREE

N_C

OMM

SCREE

N_C

OMM

SCLK

MOSI

MISO

CS

RES

ETST

ART

DRDY

AFE

_COMM

AFE

_COMM

AFE

_RES

ETAFE

_STA

RT

AFE

_DRDY

AFE

_SCLK

AFE

_DIN

AFE

_DOUT

AFE

_CS

SCL

SDA

GPO

UT

FG_C

OMM

FG_C

OMM

FG_G

POUT

FG_S

DA

FG_S

CL

PG CHG

JACK_D

ET

CHRG_C

OMM

CHRG_C

OMM

CHRG_JACK_D

ETCHRG_C

HG

CHRG_P

G

SCREE

N_E

NRF_

PW_E

NRF_

IO_E

NAFE

_D_E

NAFE

_A_E

N

REG

_EN

REG

_EN

VDD_S

CREE

N_E

NVDD_R

F_PW

_EN

VDD_R

F_IO

_EN

VDD_A

FE_D

_EN

VDD_A

FE_A

_EN

BT_

UART

nSHUTD

SLOW_C

LK

BT_

COMM

HCI_TX

HCI_RX

HCI_RTS

HCI_CTS

BT_

UART

BT_

COMM

nSHUTD

SLOW_C

LK

HCI_TX

HCI_RX

HCI_RTS

HCI_CTS

TP_C

STP

_SCLK

TP_M

OSI

TP_M

ISO

TP_B

USY

TP_P

EN

CS

SCLK

MOSI

MISO

BUSY

PEN

TP_C

OMM

TP_C

OMM

RED

GREE

NBLU

E

LEDS

LEDS

BUZZ

ER

AFE

_CS

AFE

_SCLK

AFE

_DOUT

AFE

_DIN

TP_C

STP

_SCLK

TP_M

ISO

TP_M

OSI

HCI_RX

HCI_TX

HCI_RTS

HCI_CTS

SLOW_C

LK

FG_S

CL

FG_S

DA

AFE

_RES

ETAFE

_STA

RT

AFE

_DRDY

WAKEU

P

R37

100k

GND

TP_B

USY

TP_P

EN

VDD_S

CREE

N_E

NVDD_R

F_PW

_EN

VDD_R

F_IO

_EN

VDD_A

FE_D

_EN

VDD_A

FE_A

_EN

UI_BUZZ

ER

UI_BUZZ

ER

UI_BACKLIGHT

UI_BACKLIGHT

UI_LE

D_G

UI_LE

D_B

UI_LE

D_R

nSHUTD

FG_G

POUT

CHRG_P

G

CHRG_C

HG

CHRG_JACK_D

ET

C27

10n

GND

R36

100k

VDD_M

CU

JTMS

JTCK

JTDI

JTDO

NRST

VDD_M

CU

R33

0

GND

SW2

GND

R34

10k

GND

X1_P

X1_N

SW1

X2_P

X2_N

VCC

1TM

S2

GND

3TC

LK4

GND

5TD

O6

RTC

K7

TDI

8

GND

9RES

ET10

J3 JTAG 10 Pin

GND

PA8 is clock output

Create a sm

all G

ND plane

for each crystal and its

caps isolated from

the

GND of the to

p layer

Anexo B Esquemáticos: Kiwi v1.1

11

22

33

44

DD

CC

BB

AA

Title:

Date:

Sheet

of

Project:

H2H

Pow

er Supply

Power Supply

2016/02/23

11

Author:

Samuel L

ópez

12

J1

JR-201S

0.5 W

FR1

4.7

+ -

D1

MB6S

-E3/45

L1 1m L2 1m

450V

C1

6.8u

450V

C2

6.8u

R1

6.8k

R2

6.8k

HVGND

R4

0

R5

150k

300V

C3

680p

3 4 5 1 2

9 7

T1 WE7

508110151

GND

1

GND

2

GND

3

IPX

4VS

5

VDD

6

DRAIN

8U1

UCC28910

HVGND

R3

2k

HVGND

HVGND

D3

1N4148W-7-F

R6

33R7

100k

R8

33k

HVGND

50V

C5

0.1u

35V

C6

4.7u

HVGND

HVGNDi

400V

AC_1AC_2

REC

T_+

REC

T_-

SNUBB_C

AT

SNUBB_D

IV

PRI_DRAIN

PRI_ALIM

AUX_O

UT

VS

VDD

iCAUTION! H

igh Voltage

ClassNam

e: Prim

ary Side

50V

C7

1n

R9

22 D4

B340L

A-13-F

10V

C8

1200u

50V

C9

0.1u

R10

15k

SEC_O

UT

SEC_SNUBB

5V GND

5V GND

50V

C10

10n

50V

C11

1n

50V

C4

1n

HVGND

D2

US1

M-13-F

1 2

J2

proyecto fin de carrera - oa.upm.esoa.upm.es/43711/1/pfc_samuel_lopez_asuncion_2016a.pdf ·...

Documents