Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού...

ΑΡΙΣΤΟΤΕΛΕΙΟ ΠΑΝΕΠΙΣΤΗΜΙΟ ΘΕΣΣΑΛΟΝΙΚΗΣ

ΠΟΛΥΤΕΧΝΙΚΗ ΣΧΟΛΗ

ΤΜΗΜΑ ΗΛΕΚΤΡΟΛΟΓΩΝ ΜΗΧΑΝΙΚΩΝ & ΜΗΧΑΝΙΚΩΝ ΥΠΟΛΟΓΙΣΤΩΝ

ΤΟΜΕΑΣ ΗΛΕΚΤΡΟΝΙΚΗΣ & ΥΠΟΛΟΓΙΣΤΩΝ

ΔΙΠΛΩΜΑΤΙΚΗ ΕΡΓΑΣΙΑ

ΣΧΕΔΙΑΣΗ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΟΡΓΑΝΩΝ ΜΕΤΡΗΣΕΩΝ (INSTRUMENTATION AMPLIFIER)

ΓΙΑ ΕΝΙΣΧΥΣΗ ΗΛΕΚΤΡΙΚΟΥ ΣΗΜΑΤΟΣ ΣΕ ΦΟΡΗΤΟ ΚΑΡΔΙΟΓΡΑΦΟ

ΕΠΙΒΛΕΠΩΝ ΚΑΘΗΓΗΤΗΣ

ΧΑΤΖΟΠΟΥΛΟΣ ΑΛΚΙΒΙΑΔΗΣ

ΣΑΡΙΓΓΕΛΟΣ ΧΑΡΙΛΑΟΣ

2014

1 ΣΧΕΔΙΑΣΗ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΟΡΓΑΝΩΝ ΜΕΤΡΗΣΕΩΝ (INSTRUMENTATION

AMPLIFIER) ΓΙΑ ΕΝΙΣΧΥΣΗ ΗΛΕΚΤΡΙΚΟΥ ΣΗΜΑΤΟΣ ΣΕ ΦΟΡΗΤΟ

ΚΑΡΔΙΟΓΡΑΦΟ| Σαρίγγελος Χαρίλαος

Ευχαριστίες

Θα ήθελα να ευχαριστήσω ιδιαιτέρως τον επιβλέποντα καθηγητή μου κ. Χατζόπουλο

Αλκιβιάδη για την άριστη συνεργασία που είχαμε και για την πολύτιμη βοήθεια που μου

προσέφερε σε κάθε σκόπελο που συνάντησα εκπονώντας την παρούσα εργασία. Η εμπειρία

αυτή ήταν το σημαντικότερο μάθημα.

Επίσης, θα ήθελα να ευχαριστήσω τον Γεράκη Βασίλειο για τις τεχνικές του λύσεις και για

τις πολύτιμες συμβουλές του σε πρακτικά ζητήματα.

Τέλος, ένα μεγάλο ευχαριστώ στους γονείς μου που μου στάθηκαν χωρίς να πουν κουβέντα.

Η αναμονή τους ήταν μεγάλη...




Περίληψη

Σκοπός της εργασίας είναι η μελέτη και η σχεδίασης ενός ενισχυτή οργάνων μέτρησης με

πολύ χαμηλή κατανάλωση ισχύος ώστε να χρησιμοποιηθεί σε αυτόνομο και ασύρματο

σύστημα καταγραφής του καρδιακού παλμού.

Αρχικά, δίνονται πληροφορίες για το σύστημα καταγραφής του καρδιακού σήματος

(καρδιογράφος) με σκοπό να δοθεί έμφαση στη διαδικασία λήψης του σήματος και στο

θόρυβο που εισάγεται στο σύστημα μέσω της συγκεκριμένης διαδικασίας.

Στη συνέχεια, παρατίθενται οι γενικές προδιαγραφές που πρέπει να πληρεί ένας ενισχυτής

οργάνων μέτρησης και παρουσιάζεται ο ενισχυτής που σχεδιάστηκε στην παρούσα εργασία.

Πρόκειται για έναν κλασικό ενισχυτή οργάνων μέτρησης υλοποιημένο με τρείς τελεστικούς

ενισχυτές και αντιστάσεις ανάδρασης. Στην επόμενη ενότητα αναλύεται η σχεδίαση του

τελεστικού ενισχυτή.

Τέλος, εξετάζεται η τροφοδότηση μέρους του τελικού κυκλώματος καταγραφής του

καρδιακού παλμού μέσω συγκομιδής ενέργειας.




Abstract

The purpose of this thesis is the study and design of an Instrumentation Amplifier with very

low power dissipation in order to be used in an autonomous and wireless ECG system.

To begin with, information about the electrocardiogram recording system are given in order

to emphasize the procedure with which the signal is perceived and the noise that is introduced

to the system via the aforementioned procedure.

What is more, the general specifications that an instrumentation amplifier must fulfill are

described and the instrumentation amplifier that was designed in this thesis is introduced.

This is a classic instrumentation amplifier composed by three operational amplifiers and

feedback resistances. In the next chapter, the design of the operational amplifier is being

analyzed.

Finally, the possibility of powering a part of the total ECG system by energy harvesting is

discussed.




Περιεχόμενα

1 Καρδιογράφημα ............................................................................................................... 11

1.1 Η ανάγκη για καρδιογράφημα ................................................................................. 11

1.2 Λειτοργία του καρδιογράφου .................................................................................. 12

1.3 Ισοδύναμο κύκλωμα συστήματος για την ανίχνευση καρδιακού σήματος ............. 14

1.4 Ηλεκτρικό σήμα και θόρυβος .................................................................................. 17

2 Σχεδίαση Instrumentation Amplifier ............................................................................... 20

2.1 Γενικά Χαρακτηριστικά, Αρχές Λειτουργίας και Κύκλωμα ................................... 20

2.1.1 Κέρδος ............................................................................................................. 21

2.1.2 CMRR ............................................................................................................. 22

2.1.3 Αντίσταση εισόδου .......................................................................................... 24

2.1.4 Χαμηλή τάση εκτροπής και χαμηλή ολίσθηση της τάσης εκτροπής σε

συνάρτηση με τη θερμοκρασία ....................................................................................... 24

2.1.5 Χαμηλός θόρυβος ............................................................................................ 25

2.1.6 Επαρκές εύρος συχνοτήτων ............................................................................. 25

2.1.7 Κατανάλωση σε αντιδιαστολή με το εύρος ζώνης συχνοτήτων, τον ρυθμό

ανόδου και το θόρυβο ...................................................................................................... 25

2.2 Σχεδίαση και Υλοποίηση ......................................................................................... 26

2.2.1 Σχηματικό ........................................................................................................ 26

2.2.2 Κέρδος ............................................................................................................. 27

2.2.3 CMRR ............................................................................................................. 28

2.2.4 Προσομοίωση με είσοδο καρδιακό παλμό και θόρυβο ................................... 29

2.2.5 Αντίσταση Εισόδου και Εξόδου ...................................................................... 31

2.2.6 Τάση εκτροπής εισόδου ................................................................................... 31

2.2.7 Θόρυβος ........................................................................................................... 33

2.2.8 Ρυθμός ανόδου ................................................................................................ 33




2.2.9 Λειτουργία σε συνάρτηση με τη θερμοκρασία ................................................ 34

2.2.10 Σύγκριση σχεδιαζόμενου ενισχυτή με άλλους ενισχυτές ................................ 36

2.3 Φυσικό σχέδιο (Layout) του ενισχυτή οργάνων μέτρησης ..................................... 37

3 Σχεδίαση τελεστικού ενισχυτή δύο σταδίων ................................................................... 48

3.1 Εισαγωγή ................................................................................................................. 48

3.2 Λειτουργία και χαρακτηριστικά .............................................................................. 48

3.3 Θεωρητική Σχεδίαση και Υλοποίηση ...................................................................... 50

3.4 Tunning με το Virtuoso ........................................................................................... 56

4 Μελέτη για τροφοδοσία του ενισχυτή με συγκομιδή ενέργειας (Energy Harvesting) .... 63

4.1 Εκτίμηση της συνολικής κατανάλωσης του συστήματος καταγραφής καρδιακού

σήματος ............................................................................................................................... 63

4.2 Συγκομιδή Ενέργειας (Energy Harvesting) ............................................................. 66

5 Περαιτέρω Μελέτη .......................................................................................................... 72

6 Βιβλιογραφία ................................................................................................................... 73




Κατάλογος Εικόνων

ΕΙΚΟΝΑ 1-1 ΕΠΙΤΗΡΗΤΗΣ HOLTER .......................................................................................... 11

ΕΙΚΟΝΑ 1-2 ΜΠΛΟΚ ΔΙΑΓΡΑΜΜΑ ΗΛΕΚΤΡΟΝΙΚΗΣ ΣΥΣΚΕΘΗΣ ΠΑΡΑΚΟΛΟΥΘΗΣΗΣ ΚΑΡΔΙΑΚΟΥ

ΠΑΛΜΟΥ ΣΕ ΜΟΝΙΜΗ ΒΑΣΗ ............................................................................................. 12

ΕΙΚΟΝΑ 1-3 ΗΛΕΚΤΡΟΔΙΑ ΤΟΠΟΘΕΤΗΜΕΝΑ ΣΤΟ ΣΤΗΘΟΣ ΑΣΘΕΝΗ ΓΙΑ ΤΗ ΛΗΨΗ ΤΟΥ

ΚΑΡΔΙΑΚΟΥ ΣΗΜΑΤΟΣ ..................................................................................................... 13

ΕΙΚΟΝΑ 1-4 ΜΟΡΦΗ ΦΥΣΙΟΛΟΓΙΚΟΥ ΚΑΙ ΜΗ ΦΥΣΙΟΛΟΓΙΚΩΝ ΚΑΡΔΙΑΚΩΝ ΠΑΛΜΩΝ ............. 14

ΕΙΚΟΝΑ 1-5 ΤΥΠΙΚΟΙ ΣΥΝΔΥΑΣΜΟΙ ΕΦΑΡΜΟΓΗΣ ΗΛΕΚΤΡΟΔΙΩΝ ............................................ 15

ΕΙΚΟΝΑ 1-6 ΑΠΛΟ R-C ΜΟΝΤΕΛΟ ΤΟΥ ΣΥΝΔΥΑΣΜΟΥ ΗΛΕΚΤΡΟΔΙΟΥ - ΗΛΕΚΤΡΟΛΥΤΗ ........ 15

ΕΙΚΟΝΑ 1-7 ΙΣΟΔΥΝΑΜΟ ΚΥΚΛΩΜΑ ΤΟΥ ΣΥΝΔΥΑΣΜΟΥ ΗΛΕΚΤΡΟΔΙΟΥ – ΗΛΕΚΤΡΟΛΥΤΗ .... 16

ΕΙΚΟΝΑ 1-8 ΣΥΝΟΛΙΚΟ ΙΣΟΔΥΝΑΜΟ ΚΥΚΛΩΜΑ ΓΙΑ ΤΟ ΣΥΣΤΗΜΑ ΙΣΤΟΥ – ΗΛΕΚΤΡΟΔΙΟΥ .... 16

ΕΙΚΟΝΑ 1-9 ΧΑΡΑΚΤΗΡΙΣΤΙΚΟ ΠΑΡΑΔΕΙΓΜΑ MOVEMENT ARTIFACT ...................................... 17

ΕΙΚΟΝΑ 1-10 ΗΛΕΚΤΡΟΚΑΡΔΙΟΓΡΑΦΗΜΑ ΚΑΙ ΑΡΤΗΡΙΑΚΗ ΠΙΕΣΗ ΠΙΘΗΚΟΥ ΕΚΤΕΘΕΙΜΕΝΟΥ ΣΕ

ΣΤΑΤΙΚΑ ΜΑΓΝΗΤΙΚΑ ΠΕΔΙΑ (Β) ΜΕΧΡΙ 1,5Τ. ΠΑΡΑΤΗΡΕΙΤΑΙ ΑΥΞΗΣΗ ΣΤΟ ΠΛΑΤΟΣ ΤΟΥ

T-WAVE. ΔΕΝ ΠΑΡΑΤΗΡΕΙΤΑΙ ΚΑΜΙΑ ΑΛΛΑΓΗ ΣΤΟ ΔΙΑΓΡΑΜΜΑ ΤΗΣ ΑΡΤΗΡΙΑΚΗΣ ΠΙΕΣΗΣ

......................................................................................................................................... 18

ΕΙΚΟΝΑ 2-1 ΚΛΑΣΙΚΟ ΚΥΚΛΩΜΑ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΟΡΓΑΝΩΝ ΜΕΤΡΗΣΗ (INSTRUMENTATION

AMPLIFIER, IA) ................................................................................................................ 20

ΕΙΚΟΝΑ 2-2 ΑΝΑΛΥΣΗ ΤΗΣ ΕΠΙΔΡΑΣΗΣ ΤΩΝ ΑΝΤΙΣΤΑΣΕΩ ΑΝΑΔΡΑΣΗΣ ΤΟΥ ΔΕΥΤΕΡΟΥ

ΣΤΑΔΙΟΥ ΣΤΟ CMRR ....................................................................................................... 24

ΕΙΚΟΝΑ 2-3 ΣΧΗΜΑΤΙΚΟ ΤΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΟΡΓΑΝΩΝ ΜΕΤΡΗΣΗΣ (INSTRUMENTATION

AMPLIFIER) ...................................................................................................................... 26

ΕΙΚΟΝΑ 2-4 ΤΟ ΔΙΑΦΟΡΙΚΟ ΚΕΡΔΟΣ ΣΕ ΣΥΝΑΡΤΗΣΗ ΜΕ ΤΗ ΣΥΧΝΟΤΗΤΑ ................................ 27




ΕΙΚΟΝΑ 2-5 ΑΠΟΚΡΙΣΗ ΣΥΧΝΟΤΗΤΑΣ ΤΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΟΡΓΑΝΩΝ ΜΕΤΡΗΣΗΣ ........................ 28

ΕΙΚΟΝΑ 2-6 ΔΙΑΓΡΑΜΜΑ ΤΟΥ ΛΟΓΟΥ ΑΠΟΡΡΙΨΗΣ ΚΟΙΝΟΥ ΣΗΜΑΤΟΣ ΕΚΦΡΑΣΜΕΝΟΥ ΣΕ DB 28

ΕΙΚΟΝΑ 2-7 ΤΟ ΣΗΜΑ ΤΗΣ ΚΑΡΔΙΑΣ ΟΠΩΣ ΜΟΝΤΕΛΟΠΟΙΗΘΗΚΕ ΜΕ ΤΗΝ ΠΗΓΗ VPWL ΤΗΣ

ANALOGLIB ..................................................................................................................... 29

ΕΙΚΟΝΑ 2-8 ΤΟ ΣΧΗΜΑΤΙΚΟ ΠΟΥ ΧΡΗΣΙΜΟΠΟΙΗΘΗΚΕ ΓΙΑ ΤΗ ΜΟΝΤΕΛΟΠΟΙΗΣΗ ΤΗΣ

ΛΕΙΤΟΥΡΓΙΑΣ ΤΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΜΕ ΣΗΜΑ ΠΛΗΡΟΦΟΡΙΑΣ ΤΟΝ ΚΑΡΔΙΑΚΟ ΠΑΛΜΟ ΚΑΙ

ΘΟΡΥΒΟ DC ΚΑΙ ΗΜΙΤΟΝΟΕΙΔΕΙΣ ΣΥΝΙΣΤΩΣΕΣ ................................................................. 29

ΕΙΚΟΝΑ 2-9 ΤΑ ΈΝΑ ΕΝΙΑΙΟ ΔΙΑΓΡΑΜΜΑ ΓΙΑ ΤΙΣ ΤΑΣΕΙΣ ΕΙΣΟΔΟΥ ΚΑΙ ΕΞΟΔΟΥ ΜΕ ΕΙΣΟΔΟ

ΤΟΝ ΚΑΡΔΙΑΚΟ ΠΑΛΜΟ ΚΑΙ ΘΟΡΥΒΟ ............................................................................... 30

ΕΙΚΟΝΑ 2-10 ΞΕΧΩΡΙΣΤΑ ΔΙΑΓΡΑΜΜΑΤΑ ΓΙΑ ΤΙΣ ΤΑΣΕΙΣ ΕΙΣΟΔΟΥ ΚΑΙ ΤΗΝ ΤΑΣΗ ................. 30

ΕΙΚΟΝΑ 2-11 ΑΝΤΙΣΤΑΣΕΙΣ ΕΙΣΟΔΟΥ ΤΩΝ ΔΥΟ ΤΕΡΜΑΤΙΚΩΝ ΕΙΣΟΔΟΥ .................................. 31

ΕΙΚΟΝΑ 2-12 ΔΙΑΓΡΑΜΜΑ ΤΗΣ ΤΑΣΗΣ ΕΚΤΡΟΠΗΣ ΕΙΣΟΔΟΥ.................................................... 32

ΕΙΚΟΝΑ 2-13 ΔΙΑΓΡΑΜΜΑΤΑ ΤΑΣΗΣ ΕΚΤΡΟΠΗΣ ΕΙΣΟΔΟΥ ΓΙΑ ΘΕΡΜΟΚΡΑΣΙΕΣ ΑΠΟ 0 ΕΩΣ 50 °C

......................................................................................................................................... 32

ΕΙΚΟΝΑ 2-14 OUTPUT REFERRED NOISE VOLTAGE ................................................................ 33

ΕΙΚΟΝΑ 2-15 ΔΙΑΓΡΑΜΜΑ ΓΙΑ ΤΟΝ ΥΠΟΛΟΓΙΣΜΟ ΤΟΥ ΡΥΘΜΟΥ ΑΝΟΔΟΥ (SR) ..................... 34

ΕΙΚΟΝΑ 2-16 ΤΟ ΔΙΑΦΟΡΙΚΟ ΚΕΡΔΟΣ ΤΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΣΥΝΑΡΤΗΣΗ ΤΗΣ ΘΕΡΜΟΚΡΑΣΙΑΣ ........ 35

ΕΙΚΟΝΑ 2-17 ΑΠΟΡΡΙΨΗ ΚΟΙΝΟΥ ΣΗΜΑΤΟΣ ΣΤΗΝ ΕΙΣΟΔΟ ΣΥΝΑΡΤΗΣΕΙ ΤΗΣ ΘΕΡΜΟΚΡΑΣΙΑΣ 35

ΕΙΚΟΝΑ 2-18 ΦΥΣΙΚΟ ΣΧΕΔΙΟ (LAYOUT) ΤΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΟΡΓΑΝΩΝ ΜΕΤΡΗΣΗΣ ..................... 38

ΕΙΚΟΝΑ 2-19 ΦΥΣΙΚΟ ΣΧΕΔΙΟ (LAYOUT) ΤΟΥ ΤΕΛΕΣΤΙΚΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ .................................. 39

ΕΙΚΟΝΑ 2-20 ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ ΤΟΥ DRC ΤΟΥ ASSURA ....................................................... 40

ΕΙΚΟΝΑ 2-21 ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ ΤΟΥ LVS ΤΟΥ ASSURA ........................................................ 40




ΕΙΚΟΝΑ 2-22 ΤΟ EXTRACTED ΤΟΥ ΦΥΣΙΚΟΥ ΣΧΕΔΙΟΥ ΤΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ .... ERROR! BOOKMARK

NOT DEFINED.

ΕΙΚΟΝΑ 3-1 ΣΧΗΜΑΤΙΚΟ ΤΕΛΕΣΤΙΚΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΔΥΟ ΣΤΑΔΙΩΝ......................................... 48

ΕΙΚΟΝΑ 3-2 ΣΥΜΒΟΛΟ ΔΙΑΦΟΡΙΚΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ..................................................................... 49

ΕΙΚΟΝΑ 3-3 ΕΠΙΜΕΡΟΥΣ ΚΥΚΛΩΜΑ ΓΙΑ ΤΟΝ ΥΠΟΛΟΓΙΣΜΟ ΤΗΣ VD1 .................................... 52

ΕΙΚΟΝΑ 3-4 ΚΥΚΛΩΜΑ ΓΙΑ ΤΟΝ ΥΠΟΛΟΓΙΣΜΟ ΤΩΝ ΜΕΓΙΣΤΩΝ ΚΑΙ ΕΛΑΧΙΣΤΩΝ ΤΙΜΩΝ ΤΩΝ

ΤΑΣΕΩΝ ΚΑΤΩΦΛΙΟΥ ΤΩΝ Μ1 ΚΑΙ Μ3............................................................................. 53

ΕΙΚΟΝΑ 3-5 ΕΠΙΜΕΡΟΥΣ ΚΥΚΛΩΜΑ ΓΙΑ ΤΟΝ ΥΠΟΛΟΓΙΣΜΟ ΤΗΣ VD5 ...................................... 53

ΕΙΚΟΝΑ 3-6 ΕΠΙΜΕΡΟΥΣ ΚΥΚΛΩΜΑ ΓΙΑ ΤΟΝ ΥΠΟΛΟΓΙΣΜΟ ΤΟΥ ΛΟΓΟΥ ΤΟΥ Μ6 .................. 54

ΕΙΚΟΝΑ 3-7 ΣΧΗΜΑΤΙΚΟ ΤΟΥ INSTRUMENTATION AMPLIFIER ............................................... 56

ΕΙΚΟΝΑ 3-8 ΣΧΗΜΑΤΙΚΟ ΓΙΑ ΤΙΣ ΔΟΚΙΜΕΣ ΚΑΙ ΠΡΟΣΟΜΟΙΩΣΕΙΣ ΤΟΥ INSTRUMENTATION

AMPLIFIER ....................................................................................................................... 57

ΕΙΚΟΝΑ 3-9 ΣΥΣΧΕΤΙΣΗ ΤΡΑΝΖΙΣΤΟΡ ΜΕ ΤΙΣ ΠΡΟΔΙΑΓΡΑΦΕΣ ΚΑΙ ΤΑ ΜΕΓΕΘΗ ΤΟΥ ΤΕΛΕΣΤΙΚΟΥ

ΕΝΙΣΧΥΤΗ ......................................................................................................................... 57

ΕΙΚΟΝΑ 3-10 ΔΙΑΓΡΑΜΜΑ ΕΞΟΔΟΥ ΜΕ ΓΕΙΩΜΕΝΕΣ ΕΙΣΟΔΟΥΣ ΓΙΑ ΜΕΤΡΗΣΗ DC ΤΑΣΗΣ

ΕΚΤΡΟΠΗΣ ........................................................................................................................ 60

ΕΙΚΟΝΑ 3-11 ΠΗΓΗ ΡΕΥΜΑΤΟΣ WIDLAR ΠΟΥ ΧΡΗΣΙΜΟΠΟΙΗΘΗΚΕ ΓΙΑ ΤΗ ΔΗΜΙΟΥΡΓΙΑ ΤΟΥ

ΡΕΥΜΑΤΟΣ ΠΟΛΩΣΗΣ ....................................................................................................... 60

ΕΙΚΟΝΑ 3-12 ΔΙΑΚΥΜΑΝΣΗ ΤΟΥ ΡΕΥΜΑΤΟΣ ΤΗΣ ΠΗΓΗΣ WIDLAR ΣΕ ΣΥΝΑΡΤΗΣΗ ΜΕ ΤΗ

ΘΕΡΜΟΚΡΑΣΙΑ .................................................................................................................. 61

ΕΙΚΟΝΑ 4-1 ΑΠΟΚΡΙΣΗ ΣΥΧΝΟΤΗΤΑΣ ΖΩΝΟΔΙΑΒΑΤΟΥ ΦΙΛΤΡΟΥ ΑΠΟ ΤΗΝ WWW.ANALOG.COM

......................................................................................................................................... 63

ΕΙΚΟΝΑ 4-2 ΣΧΗΜΑΤΙΚΟ ΤΟΥ ΖΩΝΟΔΙΑΒΑΤΟΥ ΦΙΛΤΡΟΥ ΑΠΟ ΤΗΝ WWW.ANALOG.COM ....... 64

ΕΙΚΟΝΑ 4-3 ΚΑΤΑΝΑΛΩΣΗ ΤΟΥ ΖΩΝΟΔΙΑΒΑΤΟΥ ΦΙΛΤΡΟΥ ΑΠΟ ΤΗΝ WWW.ANALOG.COM .... 64




ΕΙΚΟΝΑ 4-4 ΧΑΡΑΚΤΗΡΙΣΤΙΚΑ ΤΟΥ ΜΕΤΑΤΡΟΠΕΑ ΑΝΑΛΟΓΙΚΟΥ ΣΕ ΨΗΦΙΑΚΟ ΣΗΜΑ ............ 65

ΕΙΚΟΝΑ 4-5 ΠΙΝΑΚΑΣ ΜΕ ΤΑΞΕΙΣ ΜΕΓΕΘΟΥΣ ΠΑΡΑΓΩΓΗΣ ΕΝΕΡΓΕΙΑΣ ΑΠΟ ΔΙΑΦΟΡΕΣ ΠΗΓΕΣ 68

ΕΙΚΟΝΑ 4-6 THIN FILM ΦΩΤΟΒΟΛΤΑΪΚΟ ΓΙΑ ΧΡΗΣΗ ΣΕ ΗΛΕΚΤΡΟΝΙΚΕΣ ΕΦΑΡΜΟΓΕΣ ΜΙΚΡΗΣ

ΚΑΤΑΝΑΛΩΣΗΣ ................................................................................................................ 69

ΕΙΚΟΝΑ 4-7 ΕΦΑΡΜΟΓΗ ΤΕG ΣΕ ΑΝΘΡΩΠΙΝΟ ΙΣΤΟ ................................................................. 70

ΕΙΚΟΝΑ 4-8 ΧΡΗΣΗ ΤEG ΣΕ ΚΑΡΔΙΑΚΕΣ ΕΦΑΡΜΟΓΕΣ ............................................................. 70

ΕΙΚΟΝΑ 4-9 ΠΟΥΚΑΜΙΣΟ ΜΕ ΕΝΣΩΜΑΤΩΜΕΝΗ ΘΕΡΜΟΗΛΕΚΤΡΙΚΗ ΓΕΝΝΗΤΡΙΑ ΤΩΝ HOLST

CENTRE ΚΑΙ IMEC .......................................................................................................... 71




Κατάλογος Πινάκων

ΠΙΝΑΚΑΣ 2-1 ΤΕΛΙΚΕΣ ΤΙΜΕΣ ΤΩΝ ΑΝΤΙΣΤΑΣΕΩΝ ΑΝΑΔΡΑΣΗΣ ΤΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΟΡΓΑΝΩΝ

ΜΕΤΡΗΣΗΣ ........................................................................................................................ 27

ΠΙΝΑΚΑΣ 2-2 ΠΙΝΑΚΑΣ ΣΥΓΚΡΙΣΗΣ ΧΑΡΑΚΤΗΡΙΣΤΙΚΩΝ ΤΟΥ ΣΧΕΔΙΑΖΟΜΕΝΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ΜΕ

ΕΜΠΟΡΙΚΟΥΣ ΚΑΙ ΤΗΣ ΒΙΒΛΙΟΓΡΑΦΙΑΣ ............................................................................ 36

ΠΙΝΑΚΑΣ 3-1 ΟΙ ΛΟΓΟΙ ΤΩΝ ΤΡΑΝΖΙΣΤΟΡ ΟΠΩΣ ΠΡΟΕΚΥΨΑΝ ΑΠΟ ΤΗ ΘΕΩΡΗΤΙΚΗ ΣΧΕΔΙΑΣΗ

ΤΟΥ ΤΕΛΕΣΤΙΚΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ ............................................................................................ 55

ΠΙΝΑΚΑΣ 3-2 ΤΕΛΙΚΕΣ ΤΙΜΕΣ ΤΩΝ ΛΟΓΩΝ ΤΩΝ ΤΡΑΝΖΙΣΤΟΡ ΤΟΥ ΤΕΛΕΣΤΙΚΟΥ ΕΝΙΣΧΥΤΗ, ΤΩΝ

ΑΝΤΙΣΤΑΣΕΩΝ ΚΑΙ ΤΟΥ ΠΥΚΝΩΤΗ ΑΝΤΙΣΤΑΘΜΙΣΗΣ ........................................................ 62

ΠΙΝΑΚΑΣ 4-1 ΚΑΤΑΝΑΛΩΣΗ ΕΝΕΓΕΙΑΣ ΤΟΥ INSTRUMENTATION AMPLIFIER, ΤΟΥ

ΖΩΝΟΔΙΑΒΑΤΟΥ ΦΙΛΤΡΟΥ ΚΑΙ ΤΟΥ A/D CONVERTER ..................................................... 66




1 Καρδιογράφημα

1.1 Η ανάγκη για καρδιογράφημα

Καθώς ο άνθρωπος γερνάει υπάρχει σημαντική αύξηση της ανάγκης για εύκολη και ανέξοδη

ιατρική φροντίδα, παρακολούθηση και διαχείριση χρόνιων ασθενιών. Στην Κίνα προβλέπεται

ότι μέχρι το 2050 το 25% του πληθυσμού θα είναι μεγαλύτερο από 65 ετών. Οι καρδιακές

παθήσεις, όντας ο σημαντικότερος παράγοντας θνησιμότητας σε όλες τις αναπτυγμένες

χώρες, ευθύνονται ως επί το πλείστον σε έλλειψη φροντίδας και μακροχρόνιας

παρακολούθησης.

Συνήθως, οι ασθενείς πηγαίνουν στο νοσοκομείο όταν εμφανίζονται τα πρώτα συμπτώματα.

Αυτή η πρακτική παρουσιάζει σημαντικούς περιορισμούς καθώς οι καρδιακές παθήσεις είναι

ιδιαίτερα πολύπλοκες και μη προβλέψιμες. Μπορεί μεν να οδηγεί στη εξάλειψη των

συμπτωμάτων σε βραχυχρόνιο ορίζοντα, σπάνια όμως βοηθάει στη θεραπεία από την ίδια την

ασθένεια.

Κάτι που θα μπορούσε να βοηθήσει είναι η παρακολούθηση του καρδιακού σε μόνιμη βάση,

αλλά σπανιώς λαμβάνει χώρα. Κι αυτό γιατί η παρακολούθηση της καρδιάς εκτός

νοσοκομείου είναι μια δυσάρεστη συνήθως διαδικασία για τον ασθενή και πολλές φορές

πολυέξοδη. Η πιο διαδεμονή συσκευή παρακολούθησης του ηλεκτρικού σήματος είναι ο

επιτηρητής Holter που φαίνεται στην εικόνα 1-1.

Ο επιτηρητής Holter είναι μία

ηλεκτρονική συσκευή που

κρέμεται συνήθως από το λαιμό

του ασθενή ή τοποθετείται στη

ζώνη του και χρησιμοποιείται για

την καταγραφή του καρδιακού

σήματος σε περίοδο 24-48 ωρών ή

ακόμα και δύο εβδομάδων. Ο

ασθενής φοράει τη συσκευή και

για όσο χρονικό διάστημα

χρειάζεται συνεχίζει τις

δραστηριότητές του κανονικά. Με

το τέλος της παρακολούθησης ο

θεράπων ιατρός θα ανακτήσει τα

δεδομένα από τη συσκευή και μετά

από ανάλυση του καρδιακού

σήματος θα είναι ικανός για

γνωμάτευση σχετικά με την

πάθηση. Παρ’ όλα αυτά, το

μέγεθός της συσκευής και τα

πολλά καλώδια που συνδέονται

Εικόνα 1-1 Επιτηρητής Holter




στα ηλεκτρόδια ανίχνευσης σήματος την καθιστούν πολλές φορές άβολη και κουραστική.

Εκτός των άλλων, η συσκευή έχει ένα σημαντικό κόστος αγοράς (μερικές εκατοντάδες

δολάρια) κάτι που λειτουργεί ως κύριος ανασταλτικός παράγοντας για την απόκτησή της αν

και συνήθως δίνεται από το εκάστοτε νοσοκομείο. Δε λύνεται λοιπόν το πρόβλημα της

μόνιμης παρακολούθησης του καρδιακού παλμού με σχετικά μικρό κόστος μέσω μιας

κομψής συσκευής.

Στα πλαίσια αυτής της διπλωματικής εξετάζεται η σχεδίαση ενός ειδικού ηλεκτρονικού

κυκλώματος ενίσχυσης του καρδιακού σήματος (Instrumentation Amplifier) που θα

μπορούσε να χρησιμοποιηθεί σε μία συσκευή παρακολούθησης του καρδιακού παλμού σε

μόνιμη βάση. Η συσκευή στοχεύεται να είναι μικρή σε όγκο, με μικρό κόστος κατασκευής

και με αυτονομία αφού θα τροφοδοτείται από συγκομιδή ενέργειας (energy harvesting). Το

μπλοκ διάγραμμα της συσκευής παρουσιάζεται στην εικόνα 1-2. Αξίζει να σημειωθεί ότι για

ελαχιστοποίηση του όγκου και της κατανάλωσης, η επεξεργασία του σήματος δε θα γίνεται

από την ίδια τη συσκευή. Η συσκευή θα είναι υπεύθυνη για την ασύρματη αποστολή των

δεδομένων στο smartphone του χρήστη. Εκεί με ειδικό λογισμικό μπορεί να γίνει η

επεξεργασία σήματος και η αυτόματη αξιολόγηση των αποτελεσμάτων. Με αυτόν τον τρόπο

ο ασθενής παρακολουθείται σε μόνιμη βάση και προσφέρεται η δυνατότητα για έγκαιρη

πρόληψη ή διάγνωση παθήσεων. [4][5]

Εικόνα 1-2 Μπλοκ διάγραμμα ηλεκτρονικής συσκεθής παρακολούθησης καρδιακού παλμού σε μόνιμη βάση

1.2 Λειτοργία του καρδιογράφου

Το καρδιογράφημα είναι ένα πολύ σημαντικό εργαλείο για την αξιολόγηση της λειτουργίας

της καρδιάς. Είναι μία εύκολη και γρήγορη διαδικασία από την οποία ο εκάστοτε ιατρός

μπορεί να βγάλει σημαντικά συμπεράσματα για την υγεία της καρδιάς του ασθενούς.

Υπάρχει ακόμα η δυνατότητα η αξιολόγηση του καρδιογραφήματος να γίνεται

αυτοματοποιημένα από ηλεκτρονικό υπολογιστή.




Το καρδιογράφημα είναι η καταγραφή της

ηλεκτρικής δραστηριότητας της καρδιάς. Η

καταγραφή γίνεται από μια ηλεκτρονική

συσκευή η οποία είτε εκτυπώνει το

ηλεκτρικό σήμα της καρδιάς είτε το

εμφανίζει σε μια οθόνη. Το ηλεκτρικό σήμα

της καρδιάς ανιχνεύεται από τα ηλεκτρόδια

τα οποία τοποθετούνται στο στήθος ή στα

χέρια του ασθενή (εικόνα 1-3). Τα

ηλεκτρόδια λαμβάνουν αρκετά αδύναμους

ηλεκτρικούς παλμούς παραγόμενους από τη

συνεχή πόλωση και εκπόλωση του

καρδιακού ιστού. Στη συνέχεια η

ηλεκτρονική συσκευή στην οποία

συνδέονται τα ηλεκτρόδια μετατρέπει τους

ηλεκτρικούς παλμούς σε κυματομορφή. Από

την κυματομορφή του καρδιακού παλμού

εξάγονται χρήσιμες πληροφορίες για το ρυθμό και την κανονικότητα των καρδιακών παλμών,

για το μέγεθος και τη θέση των τμημάτων της καρδιάς, για τυχόν βλάβες στη λειτουργία της

ακόμα και για τις επιδράσεις φαρμάκων και άλλων ηλεκτρικών συσκευών του ασθενή όπως ο

βηματοδότης. Πιο αναλυτικά

Το ηλεκτροκαρδιογράφημα μπορεί να φανεί χρήσιμο σε περιπτώσεις συμπτωμάτων

όπως δύσπνοια, πόνους στο στήθος (στηθάγχη), λιποθυμία, αίσθημα παλμών ή

αίσθημα αρρυθμίας.

Η εξέταση μπορεί να αποκαλύψει ενδείξεις στεφανιαίας νόσου. Σε άτομα που έχουν

σημαντική στένωση στις αρτηρίες που τροφοδοτούν τον καρδιακό μυ, η καταγραφή

του ηλεκτροκαρδιογραφήματος σε ηρεμία δείχνει συνήθως φυσιολογική. Για το λόγο

αυτό, αν υπάρχει σημαντική υποψία στένωσης, η καταγραφή του καρδιακού παλμού

γίνεται συχνά όταν ο ασθενής εκτελεί κάποια άσκηση, πχ. τεστ κοπώσεως. Έτσι,

είναι πιο πιθανόν να αποκαλυφθούν τυχόν ανωμαλίες.

Το ηλεκτροκαρδιογράφημα είναι χρήσιμο για να διαπιστωθεί εάν ο ασθενής είχε

έμφραγμα ή ενδείξεις κάποιου εμφράγματος στο παρελθόν.

Το ηλεκτροκαρδιογράφημα μπορεί να χρησιμοποιηθεί για την παρακολούθηση της

επίδρασης των φαρμάκων που χρησιμοποιούνται στην αγωγή της στεφανιαίας νόσου.

Το ηλεκτροκαρδιαγράφημα αποκαλύπτει προβλήματα ρυθμού.

Το ηλεκτροκαρδιογράφημα παρέχει ενδείξεις για πάχυνση του καρδιακού μυ και για

μείωση των μεταλλικών στοιχείων στο αίμα. [6]

Διάφορες μορφές του ηλεκτροκαρδιογραφήματος φαίνεται στην εικόνα 1-4.

Εικόνα 1-3 Ηλεκτρόδια τοποθετημένα στο στήθος

ασθενή για τη λήψη του καρδιακού σήματος




1.3 Ισοδύναμο κύκλωμα συστήματος για την ανίχνευση καρδιακού

σήματος

Για να καταγραφεί το καρδιακό σήμα υπάρχει η ανάγκη ενός μετατροπέα για τη μετατροπή

των δυναμικών που οφείλονται σε χημικές διεργασίες στο σώμα σε ηλεκτρικά δυναμικα.

Ένας τέτοιος μετατροπέας είναι ένα ζευγάρι ηλεκτροδίων που μετρά τη διαφορά δυναμικού

λόγω ιονισμού ανάμεσα σε δύο σημεία του σωματος και τη μετατρέπει σε διαφορά

ηλεκτρκού δυναμικού.

Ο προφανής τρόπος καταγραφής του ηλεκτρικού σήματος της καρδιάς είναι η εφαρμογή δύο

ηλεκτροδίων στο δεξί χέρι (Right Arm RA) και στο αριστερό χέρι (Left Arm LA). Παρ’ όλα

αυτά, δύο ακόμα συνδιασμοί χρησιμοποιούνται εξίσου συχνά, εφαρμόζοντας τα ηλεκτρόδια

στο αριστερό χέρι (LA) και στο αριστερό πόδι (Left Leg LL) ή στο δεξί χέρι (RA) και στο

αριστερό πόδι (LL). Ένα επιπλέον ηλεκτρόδιο συνδέει το δεξί πόδι του ασθενούς με την

κοινή γη του συστήματος καταγραφής. Οι διάφορες συνδεσμολογίες φαίνονται στην εικόνα

1-5.

Εικόνα 1-4 Μορφή φυσιολογικού και μη φυσιολογικών καρδιακών παλμών




Εικόνα 1-5 Τυπικοί συνδυασμοί εφαρμογής ηλεκτροδίων

Τα ηλεκτρόδια που χρησιμοποιούνται στους ηλεκτροκαρδιογράφους είναι κατασκευασμένα

από έναν συνδυασμό μετάλλου (συνήθως άργυρος) και ένα μεταλλικό άλας (συνήθως

χλωριούχος άργυρος). Επιπρόσθετα, ανάμεσα στο δέρμα και το ηλεκτρόδιο εφαρμόζεται μία

ειδική ιονική-ηλεκτρολυτική πάστα (electrode paste or jelly). Ο συνδυασμός της

ηλεκτρολυτικής πάστας και του άργυρου του ηλεκτροδίου δημιουργεί ένα τοπικό διάλυμα

του μετάλου μέσα στην ηλεκτρολυτική πάστα στην επαφή τους παράγωντας κατιόντα

αργύρου και ελεύθερα ηλεκτρόνια. Παράλληλα, δημιουργείται μία στρώση ανιόντων

χλωρίου στην πλευρά της ηλεκτρολυτικής πάστας. Αυτός ο συνδυασμός ονομάζεται διπλή

στρώση ηλεκτροδίου και ανάμεσα στις δύο στρώσεις ιόντων προκύπτει μία πτώση τάσης Ε.

Τα δύο αυτά δυναμικά χωρισμένα μεταξύ τους από ένα διηλεκτρικό μπορούν να

μοντελοποιηθούν σαν μια χωρητικότητα με μία αντίσταση R1 σε σειρά. Η αντίσταση

προκύπτει επειδή το ηλεκτρόδιο είναι non-polarizable ( το δυναμικό του ηλεκτροδίου δεν

επηρρεάζεται από το ρεύμα που περνά διαμέσω του ηλεκτροδίου). Το μοντέλο αυτό

παρουσιάζεται στην εικόνα 1-6.

Εικόνα 1-6 Απλό R-C μοντέλο του συνδυασμού ηλεκτρόδιου - ηλεκτρολύτη




Το μοντέλο της εικόνας 1-4 δε λαμβάνει υπόψην του ότι η αντίσταση δεν προσεγγίζει το

άπειρο καθώς η συχνότητα τείνει στο 0. Αυτή η ιδιότητα μοντελοποιείται προσθέτοντας μία

ωμική αντίσταση R2 συνδεμένη εν παραλλήλω με τον πυκνωτή. Οι τιμές των αντιστάσεων

R1, R2 και C εξαρτώνται από την εμβαδόν του ηλεκτροδίου, την κατάσταση της επιφάνειας,

την πυκνότητα ρεύματος και τον τύπο και την συγκέντρωση της ηλεκτρολυτικής πάστας που

χρησιμοποιείται. Τυπικές τιμές είναι R1 = 2kΩ, R2=10kΩ and C=10μF. Το ισοδύναμο

κύκλωμα παρουσιάζεται στην εικόνα 1-7. [8]

Εικόνα 1-7 Ισοδύναμο κύκλωμα του συνδυασμού ηλεκτροδίου – ηλεκτρολύτη

Χρησιμοποιώντας το μοντέλο της εικόνας 1-7 για την επαφή ηλεκτρόδιου – ηλεκτρολύτη και

ένα απλουστευμένο μοντέλο για την ηλεκτρική δραστηριότητα της καρδιάς προκύπτει ένα

συνολικό ισοδύναμο κύκλωμα που μοντελοποιεί τις αντιστάσεις που φαίνονται από το στάδιο

εισόδου ενός συστήματος καταγραφής του καρδιακού σήματος. Αυτό το συνολικό μοντέλο


Εικόνα 1-8 Συνολικό ισοδύναμο κύκλωμα για το σύστημα ιστού – ηλεκτροδίου




1.4 Ηλεκτρικό σήμα και θόρυβος

Στην ιδανική περίπτωση η είσοδος του συστήματος καταγραφής του καρδιακού σήματος

είναι ακέραιο το ηλεκτρικό σήμα της καρδιάς σαν διαφορά δυναμικού ανάμεσα στα δύο

ηλεκτρόδια. Στην πράξη όμως πάντα υπάρχει θόρυβος στην είσοδο που πηγάζει από διάφορες

αιτίες. Στην παρούσα ενότητα θα εξεταστούν οι πηγές θορύβου και θα διευκρινιστούν τα όρια

του ηλεκτρικού σήματος της καρδιάς.

Το πιο κρίσιμο σημείο στην καταγραφή του καρδιακού παλμού αλλά και των βιοσημάτων

γενικότερα είναι η επαφή μεταξύ των ηλεκτροδίων και του βιολογικού ιστού. Το ηλεκτρικό

δυναμικό εκτροπής όπως επίσης και η αντίσταση ανάμεσα στο ηλεκτρόδιο και το δέρμα

εξαρτώνται από τη σχετική κίνηση του ηλεκτροδίου ώς προς το δέρμα. Αν λοιπόν προκύψει

απότομη κίνηση του ηλεκτροδίου, αυτή η μηχανική διαταραχή του συστήματος οδηγεί σε

ανακατανομή δυναμικού ανάμεσας στο ηλεκτρόδιο και στο δέρμα και προκαλεί αλλαγή στη

διαφορά δυναμικού μεταξύ της διπλής στρώσης ηλεκτροδίων (τάση ανάμεσα στο ηλεκτρόδιο

και την πάστα) μεχρί να επέλθει εκ νέου ηλεκτρική ισορροπία. Αυτή η διαφορά δυναμικού

που προκύπτει από την απότομη κίνηση ενός η περισσοτέρων ηλεκτροδίων ονομάζεται

movement artifact και προκαλεί σοβαρή παραμόρφωση στο εισερχόμενο σήμα. Κλασικό

παράδειγμα movement artifact παρουσιάζεται στην εικόνα 1-9.

Ακόμα και χωρίς κίνηση, κάποιες φορές το δυναμικό διπλής στρώσης στο ένα ηλεκτρόδιο

είναι σημαντικά διαφορετικό από το δυναμικό στο άλλο ηλεκτρόδιο. Σε αυτήν την περίπτωση

πάλι προκύπτει δυναμικό εκτροπής και το κοινό σήμα εισόδου θα είναι υψηλότερο στο ένα

ηλεκτρόδιο από ότι στο άλλο. Για αυτό το λόγο, ένα κλάσμα του κοινού σήματος στην είσοδο

θα εισέρχεται σαν διαφορικό σήμα και θα εμφανίζεται στην έξοδο του συστήματος

καταγραφής του καρδιακού παλμού.

Εικόνα 1-9 Χαρακτηριστικό παράδειγμα movement artifact

Όσον αφορά τώρα στις παρέμβολές έξω από το σύστημα καταγραφής του καρδιακού

σήματος ένα από τα πιο σημαντικά ζητήματα είναι οι καλωδιώσεις του ηλεκτρικού




συστήματος τροφοδοσίας. Οι χωρητικότητες που δημιουργούνται ανάμεσα στα καλώδια

τροφοδοσίας που υπάρχουν στους τοίχους, στα ταβάνια, στα πατώματα αλλά και στον

κοντινό ηλεκτρικό και ηλεκτρονικό εξοπλισμό επάγουν ρεύματα στον ασθενή. Αυτά τα

ρεύματα διέρχονται από την επαφή δέρματος – ηλεκτροδίου και καταλήγουν στη γη. Η

συνολική χωρητικότητα των καλωδιώσεων γενικά ποικίλει, είναι όμως της τάξης των 50pF

που αναλογεί σε μια αντίσταση 64ΜΩ στα 50Hz. Αν το δεξί πόδι είναι συνδεμένο στην κοινή

γη του ενισχυτή μέσω ενός ηλεκτροδίου με αντίσταση επαφής 5ΚΩ, τα 240V του

συστήματος τροφοδοσίας θα εμφανιστούν σαν θόρυβος στην είσοδο του συστήματος

καταγραφής κοντά στα 20mV. Αυτό το σήμα ξεπερνάει κατά πολύ το ηλεκτρικό σήμα που

περιέχει την πληροφορία που χρειαζόμαστε.

Ένα τρίτο είδος παρεμβολής είναι οι μαγνητικές επαγωγές. Τα μαγνητικά πεδία που

υπάρχουν στο χώρο επάγουν ρεύμα στο βρόχο που σχηματίζεται μεταξύ του ασθενή, των

καλωδιώσεων του συστήματος καταγραφής και του ίδιου του συστήματος. Η επαγόμενη

τάση είναι ανάλογη της ισχύος του πεδίου και της επιφάνειας του βρόχου που σχηματίζεται.

Μείωση της μαγνητικής επαγωγής συνεπάγεται μετακίνηση του εξοπλισμού σε χώρο με

λιγότερα ισχυρά μαγνητικά πεδία και σε μείωση της επιφάνειας του βρόχου.

Εικόνα 1-10 Ηλεκτροκαρδιογράφημα και αρτηριακή πίεση πίθηκου εκτεθειμένου σε στατικά μαγνητικά

πεδία (Β) μέχρι 1,5Τ. Παρατηρείται αύξηση στο πλάτος του T-wave. Δεν παρατηρείται καμία αλλαγή στο

διάγραμμα της αρτηριακής πίεσης




Το σήμα που εισέρχεται στο σύστημα καταγραφής αποτελείται από τρείς βασικές

συνιστώσες:

Το επιθυμητό ηλεκτρικό σήμα που πρέπει να ενισχυθεί και αντιστοιχεί στο ηλεκτρικό

σήμα της καρδιάς. Το σήμα αυτό είναι διαφορικό.

Στο ανεπιθύμητο κοινό σήμα λόγω ηλεκτρικής επαγωγής ανάμεσα στις καλωδιώσεις

τροφοδοσίας και στον ασθενή.

Στο ανεπιθύμητο κοινό σήμα λόγω μαγνητικής επαγωγης ανάμεσα στα μαγνητικά

πεδία και στο βρόχο που σχηματίζεται από τον ασθενή, τα καλώδια και το σύστημα

καταγραφής.

Για να εξαλειφθούν με το βέλτιστο τρόπο τα ανεπιθύμητα σήματα (θόρυβος) και να

καταγραφεί το ηλεκτρικό σήμα της καρδιάς όσο γίνεται καλύτερα καθιστούν τα παρακάτω

απαραίτητα:

Διαπίστωση ότι τα ηλεκρόδια έχουν καλή και ομοιόμορφη επαφή με το δέρμα. Με

αυτόν τον τρόπο μειώνεται όσο γίνεται καλύτερα το δυναμικό εκτροπής ανάμεσα στα

ηλεκτρόδια.

Τύλιξη των καλωδίων των ηλεκτροδίων μεταξύ τους και κατα μήκος. Με αυτόν τον

τρόπο ελαχιστοποιείται η επιφάνεια του βρόχου επαγωγής.

Χρήση ενισχυτή οργάνων μέτρησης (Instrumentation Amplifier) για ενίσχυση του

σήματος. Ο συγκεκριμένος ενισχυτής έχει πολύ μεγάλο λόγο απόρριψης κοινού

σήματος εισόδου με αποτέλεσμα ο θόρυβος που είναι κοινός και στις δύο εισόδους

του να εμφανίζεται στην έξοδο μόνο κατά ένα ελάχιστο ποσοστό. Τέτοια ήδη

θορύβου προκύπτουν από ηλεκτρικές και μαγνητικές επαγώγές στο σύστημα.

Χρήση ζωνοπερατού φίλτρου μετά τον ενισχυτή (ΙΑ). Για να εξαλειφθούν οι dc όροι

των σημάτων όπως είναι το δυναμικό εκτροπής των ηλεκτροδίων η χαμηλή

συχνότητα του φίλτρου ορίζεται συνήθως στα 0.5Ηz. Ανάλογα με τη χρήση του

ηλεκτροκαρδιογράφου και το περιβάλλον στο οποίο χρησιμοποιείται η υψηλή

συχνοτητα του φίλτρου μπορεί να είναι 40Hz, 50Hz ή 100Hz. Το σημαντικότερο

είναι η αποκοπή της συχνότητας της τάσης τροφοδοσίας (50Ηz) και οι ισχυρές

αρμονικές της. Έχει διαπιστωθεί ότι το ηλεκρικό σήμα της καρδιάς δεν ξεπερνάει το

20Ηz. [7], [8]

Σε αυτό το κεφάλαιο μελετήθηκε το σήμα εισόδου του συστήματος καταγραφής και ο

θόρυβος που επάγεται στο σύστημα. Στο επόμενο κεφάλαιο θα εξεταστεί η σχεδίαση του

ενισχυτή οργάνων μέτρησης (Instrumentation Amplifier) σύμφωνα με τις προδιαγραφές που

περιγράφηκαν σε αυτό το κεφάλαιο.




2 Σχεδίαση Instrumentation Amplifier

2.1 Γενικά Χαρακτηριστικά, Αρχές Λειτουργίας και Κύκλωμα

Με βάση την ανάλυση που έγινε στο προηγούμενο κεφάλαιο για το σήμα και το θόρυβο που

λαμβάνει στην είσοδό του το σύστημα καταγραφής του καρδιακού παλμού είναι εμφανές ότι

ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης (ΙΑ) είναι ένας ειδικός τύπος διαφορικού ενισχυτή που πρέπει

να πληρεί τις παρακάτω προυποθέσεις.

Το σήμα που εισέρχεται στην είσοδο του ενισχυτή δε θα πρέπει να επηρρεάζεται από

τον ίδιο τον ενισχυτή.

Ο ενισχυτής δε θα πρέπει να παραμορφώνει το προς ενίσχυση σήμα.

Ο ενισχυτής θα πρέπει να προσφέρει τον καλύτερο δυνατόν διαχωρισμό του σήματος

πληροφορίας και του θορύβου.

Ο ενισχυτής θα πρέπει να προσφέρει προστασία στο χρήστη από ηλεκτρικό σοκ ή

γενικότερα από οποιονδήποτε κίνδυνο [7]

Με βάση τις παραπάνω προϋποθέσεις θα οριστούν στη συνέχεια διάφορες παράμετροι ή

χαρακτηριστικά του ενισχυτή οργάνων μέτρησης. Το κατεξοχήν κύκλωμα που υλοποιεί έναν

ενισχυτήν οργάνων μέτρησης παρουσιάζεται στην εικόνα 2-1.

Εικόνα 2-1 Κλασικό κύκλωμα Ενισχυτή Οργάνων Μέτρηση (Instrumentation Amplifier, IA)




2.1.1 Κέρδος

Στην εικόνα 2-1 παρουσίαζονται τα δύο στάδια του ενισχυτή οργάνων μέτρησης. Το πρώτο

στάδιο αποτελείται από τους τελεστικούς ενισχυτές Α1, Α2 και τις αντιστάσεις ανάδρασης

RG και R1. Το δεύτερο στάδιο αποτελείται από τον τελεστικό ενισχυτή Α3 και τις αντιστάσεις

ανάδρασεις R2 και R3.

Οι δύο τελεστικοί ενισχυτές του πρώτου σταδίου είναι σε συνδεσμολογία ακολουθητών

τάσης. Με αυτήν την συνδεσμολογία επιτυγχάνεται πολύ μεγάλη αντίσταση εισόδου. Επίσης,

το διαφορικό κέρδος του πρώτου σταδίου είναι

G1 = 1 + 2R1/RG. [2.1]

Η ανάλυση έχει ως εξής: Τα εικονικά βραχυκυκλώματα στις εισόδους των τελεστικών Α1 και

Α2 προκαλούν την εμφάνιση των τάσεων εισόδου στους ακροδέκτες της αντίστασης RG.

Έτσι, η διαφορική τάση εισόδου εμφανίζεται στα άκρα της RG προκαλώντας ροή ρεύματος

i=Uid/RG το οποίο διαρρέει και τις δύο αντιστάσεις ανάδρασης R1. Συνεπώς, αυτό το ρεύμα

προκαλεί μια διαφορά δυναμικού ανάμεσα στις εξόδους των τελεστικών ενισχυτών Α1 και

Α2 ίση με ΔUo1 = i * (2R1 + RG) = (1 + 2R1/RG) Uid άρα το κέρδος του πρώτου σταδίου είναι

G1 = 1 + 2R1/RG.

Στο δεύτερο στάδιο, ο ενισχυτής διαφορών που υλοποιείται με τον τελεστικό ενισχυτή Α3 και

τις αντιστάσεις ανάδρασης R2 και R3. Η διαφορά δυναμικού που δέχεται στην είσοδο του το

δεύτερο στάδιο είναι η έξοδος του πρώτου σταδίου. Το κέρδος του δεύτερου σταδίου δίνεται

προφανώς από τον τύπο

G2 = R3/R2. [2.2]

Συνολικά λοιπόν το διαφορικό κέρδος του ενισχυτή οργάνων μέτρησης είναι

G= G1 · G2 = R3

R2(1 +

2R1

RG) [2.3]

Είναι συνήθης πρακτική να λαμβάνεται το απαιτούμενο συνολικό κέρδος ή τουλάχιστον ένα

μεγάλο ποσοστό του διαφορικού κέρδους στο πρώτο στάδιο του ενισχυτή και να επιτελείται

η διαφορική λειτουργία στο δεύτερο στάδιο του ενισχυτή. Για το λόγο αυτό, το δεύτερο

στάδιο του ενισχυτή οργάνων μέτρησης συνήθως σχεδιάζεται για αρκετά μικρό διαφορικό

κέρδος.

Είναι επίσης συνήθης τακτική των σχεδιαστών ενισχυτών οργάνων μέτρησης να υλοποιούν

τις αντιστάσεις ανάδρασης R1, R2 και R3 μέσα στο ολοκληρωμένο ενώ η αντίσταση RG

υλοποιείται με εξωτερική αντίσταση ώστε να ρυθμίζεται εύκολα το κέρδος του ενισχυτή.

Παρ’ όλα αυτά, όταν η αντίσταση RG παίρνει τιμές μέσα σε ένα συνεχές εύρος τιμών είναι

αρκετά δύσκολο να πετύχουμε ένα συγκεκριμένο κέρδος όταν αυτό επιθυμείται. Για το λόγο

αυτό, συχνότερα η αντίσταση RG παίρνει μερικές διακριτές τιμές ώστε το κέρδος να ορίζεται

στις αντίστοιχες προκαθορισμένες από τον σχεδιαστή τιμές.




2.1.2 CMRR

Ο λόγος απόρριψης κοινού σήματος στην είσοδο (Common Mode Rejection Ration, CMRR)

ορίζεται ως ο λόγος του κέρδους του διαφορικού σήματος στην είσοδο ώς προς το κέρδος του

κοινού σήματος στην είσοδο.

CMRR = 𝐴𝐷

𝐴𝐶𝑀 [2.4]

Όπου AD είναι το διαφορικό κέρδος και ACM είναι το κέρδος κοινού σήματος. Ενδεικτικές

τιμές του κέδους κοινού σήματος είναι της τάξης του 1/1000. Το διαφορικό κέρδος εξαρτάται

από το εύρος του σήματος που θέλουμε να ενισχύσουμε και τα όρια της τάσης εξόδου του

ενισχυτή. Στην παρούσα εργασία, το διαφορικό σήμα που θέλουμε να ενισχύσουμε είναι το

πολύ 8mV p-p ενώ το εύρος τάσης εξόδου είναι 1,7V p-p. Για να έχουμε όσο το δυνατόν

καλύτερη ανάλυση του προς ενίσχυση σήματος στην έξοδο θα πρέπει να εκμεταλλευτούμε

όλο το εύρος της τάσης εξόδου. Το γεγονός αυτό ορίζει το διαφορικό κέρδος γύρω στο

AD = 200.

Πολλές φορές ο λόγος απόρριψης του κοινού σήματος εκφράζεται σε dB μέσω της έκφρασης

CMR = 20log(𝐴𝐷

𝐴𝐶𝑀) [2.5]

Ικανοποιητικές τιμές για το CMR είναι πάνω από 90dB. Σε αυτό το σημείο όμως πρέπει να

μελετηθεί η σημασία του όρου AD στις εξισώσεις [2.4] και [2.5]. Παρατηρείται ότι όσο

αυξάνει το διαφορικό κέρδος τόσο αυξάνει και ο λόγος απόρριψης του κοινού σήματος. Αυτό

σημαίνει ότι αν δύο ενισχυτές έχουν ίδιο κέρδος κοινού σήματος ενώ ο ένας έχει μεγαλύτερο

διαφορικό κέρδος από τον άλλον τότε θα είναι διαφορετικοί και οι λόγοι απόρριψης κοινού

σήματος. Το γεγονός αυτό δημιουργεί ένα πρόβλημα καθώς και οι δύο ενισχυτές αποσβένουν

το κοινό σήμα στην είσοδό τους με τον ίδιο τρόπο όμως έχουν διαφορετικούς λόγους

απόρριψης κοινού σήματος. Καλό θα ήταν λοιπόν, όταν είναι ιδιαίτερα σημαντικό να υπάρχει

μεγάλη απόρριψη κοινού σήματος από έναν ενισχυτή, να εξετάζεται ξεχωριστά το κέρδος

κονού σήματος. Ικανοποιητικές τιμές για το κέρδος κοινού σήματος ACM μικρότερες από

-50db ή με άλλα λόγια η απόσβεση του κοινού σήματος στην είσοδο να είναι μεγαλύτερη από

50dB.

Κοινό σήμα στην είσοδο του ενισχυτή σημαίνει ότι και στις δύο εισόδους του ενισχυτή θα

παρουσιαστεί το ίδιο ακριβώς σήμα. Το σήμα αυτό συνήθως είναι θόρυβος και πρέπει να

αποσβεστεί σημαντικά ώστε να εμφανίζεται στην έξοδο του ενισχυτή ένα ελάχιστο κλάσμα

του αρχικού κοινού σήματος.

Ανάλογα με την ανάλυση για το διαφορικό κέρδος, τα εικονικά βραχυκυκλώματα στις

εισόδους των τελεστικών Α1 και Α2 προκαλούν την εμφάνιση της κοινής τάσης εισόδου

στους ακροδέκτες της αντίστασης RG. Επειδή οι δύο αυτές τάσεις είναι ίδιες δε διαρρέεται

ρεύμα διαμέσω των αντιστάσεων ανάδρασης του πρώτου σταδίου. Έτσι, οι τάσεις εξόδου

των τελεστικών Α1 και Α2 θα είναι ίσες με τις κοινές τάσεις εισόδου. Ουσιαστικά, το κοινό

σήμα στην είσοδο του ενισχυτή οργάνων μέτρησης δεν ενισχύεται από το πρώτο στάδιο αλλά

μεταφέρεται στην έξοδό του με μοναδιαίο κέρδος.




Στην περίπτωση αυτή, το δεύτερο στάδιο δέχεται ένα διαφορικό σήμα ενισχυμένο με κέρδος

G1 και το αρχικό κοινό σήμα, οπότε οι συνθήκες είναι σαφώς καλύτερες. Όπως έχει

αναφερθεί προηγουμένως, το δεύτερο στάδιο του ενισχυτή έχει αρκετά μικρό διαφορικό

κέρδος ή και καθόλου οπότε η σημαντικότερη λειτουργία του είναι η απόσβεση του κοινού

σήματος που δέχεται στην είσοδο.

Η διαφορική λειτουργία του δεύτερου σταδίου βασίζεται στο καλό ταίριασμα των

αντιστάσεων R2 και R3. Μάλιστα, είναι ιδιαίτερα σημαντικό να ισχύει η εξίσωση

𝑅3

𝑅2=

𝑅3′

𝑅2′ [2.6]

με βάση την εικόνα 2-2. Οι τιμές των αντιστάσεωνR2, R2’, R3 και R3’ δεν έχουν επίδραση στη

λειτουργία του κυκλώματος αρκεί να ικανοποιούν την εξίσωση [2.6].

Η επίδραση των αντιστάσεων ανάδρασης του δευτέρου σταδίου στην απόρριψη κοινού

σήματος θα φανούν καλύτερα με ένα παράδειγμα. Έστω ότι επιλέγονται αντιστάσεις με 1%

ανοχή για την υλοποίηση του δεύτερου σταδίου. Αν η απόκλιση της πραγματική τιμής της

αντίστασης είναι 0.1% και αν ισχύει R2 = R3 τότε ο λόγος απόρριψης του κοινού σήματος

είναι 66dB. Αν, στη χειρότερη περίπτωση, μία από τις αντιστάσεις αποκλίνει από την

ονομαστική της τιμή κατά 1% τότε ο λόγος απόρριψης κοινού σήματος μειώνεται στα 46dB.

Είναι λοιπόν προφανές ότι θα πρέπει να χρησιμοποιηθούν αντιστάσεις με πολύ μικρή ανοχή.

Ο τύπος που συνδέει τον λόγο απόρριψης κοινού σήματος και την ανοχή των αντιστάσεων

ανάδρασης του δεύτερου σταδίου δίνεται από την εξίσωση

CMR(dB) = 20log[𝐺1 · 𝐺2

4𝐾𝑟] [2.7]

Όπου G1 και G2 είναι το διαφορικό κέρδος του πρώτου και του δεύτερου σταδίου αντίστοιχα

και Kr είναι η ανοχή της κάθε αντίστασης.

Για βελτίωση του ταιριάσματος των αντιστάσεων ανάδρασης του δεύτερου σταδίου θα

μπορούσε να χρησιμοποιηθεί ένα έτοιμο δίκτυο αντιστάσεων. Στην περίπτωση αυτή η σχέση

[2.7] γίνεται

CMR(dB) = 20log[𝐺1 · 𝐺2

𝐾𝑟] [2.8]

όπου Kr είναι η ανοχή του δικτύου.

Σε κάθε περίπτωση ενδείκνυται η χρήση αντιστάσεων με ανοχή της τάξης του 0.01%.

[13] [14]




Εικόνα 2-2 Ανάλυση της επίδρασης των αντιστάσεω ανάδρασης του δεύτερου σταδίου στο CMRR

2.1.3 Αντίσταση εισόδου

Η υλοποίηση ενός συστήματος που θα ανιχνεύει ένα σήμα ανάμεσα στα δύο τερματικά

εισόδου, θα ενισχύει τη διαφορά του και θα απορρίπτει το κοινό σήμα στην είσοδο θα

μπορούσε να γίνει με έναν απλό ενισχυτή διαφορών όπως είναι το δεύτερο στάδιο του

ενισχυτή οργάνων μέτρησης. Παρ’ όλα αυτά, ο ενισχυτής διαφορών έχει πολύ μικρή

αντίσταση εισόδου. Η μικρή αντίσταση εισόδου του ενισχυτή επιφέρει εισροή ρεύματος στον

ενισχυτή που με τη σειρά της αλλοιώνει αποσβέννοντας το σήμα εισόδου. Ειδικά για πολύ

μικρά σήματα όπως είναι αυτό της καρδιάς το χαρακτηριστικό αυτό του ενισχυτή διαφορών

είναι ιδιαίτερα αποθαρρυντικό για τη χρήση του. Ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης έρχεται να

αναπληρώσει αυτό το κενό προσθέτοντας ένα στάδιο ενίσχυσης πριν τον ενισχυτή διαφορών

με τη χρήση δύο ακολουθητών τάσης. Με τον τρόπο αυτό επιτυγχάνονται πολύ μεγάλες

αντιστάσεις εισόδου και στα δύο τερματικά εισόδου, της τάξης των 109 Ω – 10

12 Ω.

Οι αντιστάσεις εισόδου της αναστρέφουσας και της μη αναστρέφουσας εισόδου του ενισχυτή

οργάνων μέτρησης πρέπει να είναι μεγάλες και όσο γίνεται ταιριασμένες μεταξύ τους.

Επίσης, τα ρεύματα πόλωσης εισόδου θα πρέπει να είναι πολύ μικρά, της τάξης των pA. [13]

[14]

2.1.4 Χαμηλή τάση εκτροπής και χαμηλή ολίσθηση της τάσης εκτροπής σε

συνάρτηση με τη θερμοκρασία

Όπως όλοι οι ενισχυτές έτσι και ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης θα πρέπει να έχει πολύ μικρή

τάση εκτροπής. Επίσης, καθώς αλλάζει η θερμοκρασία η τάση εκτροπής αλλάζει παράλληλα.

Τυπικές τιμές της τάσης εκτροπής είναι 1μV/°C έως 10μV/°C. Γεγονός είναι ότι παρόλο που

η αρχική τάση εκτροπής μπορεί να μειωθεί δραματικά καθώς αλλάζει η θερμοκρασία

λειτουργίας του ενισχυτή θα αλλάζει και η τάση εκτροπής. Ο σχεδιαστής θα πρέπει να




μεριμνήσει ώστε η ολίσθηση της τάσης εκτροπής σε συνάρτηση με τη θερμοκρασία να

παραμένει σε πολύ χαμηλά επίπεδα. [13] [14]

2.1.5 Χαμηλός θόρυβος

Από τη στιγμή που ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης ανιχνεύει στους ακροδέκτες εισόδου του

πολύ μικρά σήματα πληροφορίας ταυτόχρονα με πολύ μεγαλύτερα σήματα θορύβου δε θα

πρέπει να εισάγει ο ίδιος ο ενισχυτής εγγενή θόρυβο. Ο υπολογισμός του θορύβου που

εισάγει ένας ενισχυτής γίνεται βραχυκυκλώνοντας τις πηγές τάσης στην είσοδό του. Με

αυτόν τον τρόπο γίνεται να μετρηθεί στην έξοδο το λεγόμενο Output Referred Noise. Το

μέτρο αυτό εξαρτάται από το κέρδος του συγκεκριμένου ενισχυτή. Έτσι, αν χρειάζεται να

συγκριθεί ο εγγενής θόρυβος δύο ενισχυτών με διαφορετικά κέρδη πρέπει να επινοηθεί ένα

νέο αντικειμενικό μέτρο. Αυτό είναι το Input Referred Noise και η ιδέα είναι να απεικονιστεί

ο πραγματικός θόρυβος του κυκλώματος στην είσοδο του. Με τον τρόπο αυτό, ο πραγματικός

θόρυβος του ενισχυτή (Output Referred Noise) είναι το Input Referred Noise

πολλαπλασιασμένο με το διαφορικό κέρδος του ενισχυτή. Έτσι, είναι δυνατόν να γίνουν

αντικειμενικές συγκρίσεις των θορύβων των ενισχυτών. [15]

2.1.6 Επαρκές εύρος συχνοτήτων

Ένας ενισχυτής οργάνων μέτρησης θα πρέπει να λειτουργεί σε ένα εύρος συχνοτήτων

κατάλληλο για την εκάστοτε εφαρμογή που χρησιμοποιείται. Από τη στιγμή που το εύρος

συχνοτήτων μοναδιαίου κέρδους για το ασθενές σήμα είναι συνήθως μεταξύ 500kHz και

4MHz η απόδοση για χαμηλά κέρδη είναι σχεδόν πάντα εξασφαλισμένη. Είναι πολύ πιο

δύσκολη υπόθεση η εξασφάλιση καλής απόδοσης σε όλο το εύρος συχνοτήτων για

μεγαλύτερα κέρδη. Οι ενισχετές οργάνων μέτρησης με κατανάλη της τάξης των μW συνήθως

έχουν μικρότερο εύρος συχνοτήτων από τους κανονικούς ενισχυτές οργάνων μέτρησης

καθώς το στάδιο εισόδων λειτουργεί με αισθητά μικρότερα ρεύματα.

Στην συγκεκριμένη εφαρμογή που σχεδιάζεται το εύρος συχνοτήτων είναι πολύ μικρό καθώς

το φάσμα του ηλεκτρικού σήματος της καρδιάς έχει συχνότητες μέχρι 20Hz. Έτσι, η

λειτουργία του ενισχυτή οργάνων μέτρησης για ένα τέτοιο εύρος συχνοτήτων εξασφαλίζεται

πολύ εύκολα.

2.1.7 Κατανάλωση σε αντιδιαστολή με το εύρος ζώνης συχνοτήτων, τον ρυθμό

ανόδου και το θόρυβο

Σαν γενικός κανόνας ισχύει ότι όσο μεγαλύτερο είναι το ρεύμα λειτουργίας του στάδιου

εισόδου ενός ενισχυτή οργάνων μέτρησης τόσο μεγαλύτερο είναι το εύρος συχνοτήτων

λειτουργίας και ο ρυθμός ανόδου ενώ τόσο μικρότερος γίνεται ο θόρυβος. Παρ’ όλα αυτά,

υψηλότερα ρεύματα σημαίνει μεγαλύτερη κατανάλωση και μεγαλύτερη παραγωγή

θερμότητας από το κύκλωμα. Τα συστήματα που τροφοδοτούνται με μπαταρίες πρέπει να

χρησιμοποιούν κυκλώματα χαμηλής κατανάλωσης ενώ παράλληλα τα πυκνά πακεταρισμένα

τυπωμένα κυκλώματα πρέπει να απάγουν τη θερμότητα με αποτελεσματικό τρόπο καθώς η

αύξηση της θερμοκρασίας αυξάνει την ολίσθηση της τάσης εκτροπής και δημιουργεί άλλα

προβλήματα σχετιζόμενα με την αύξηση της θερμοκρασίας. Για τους παραπάνω λόγους, πολύ




συχνά οι σχεδιαστές πρέπει να κάνουν συμβιβασμούς ανάμεσα στα χαρακτηριστικά του

ενισχυτή ώστε να μειώσουν την κατανάλωση του κυκλώματος και παράλληλα να πετύχουν

λειτουργία του κυκλώματος μέσα στις προδιαγραφές. [14]

2.2 Σχεδίαση και Υλοποίηση

2.2.1 Σχηματικό

Το σχηματικό του ενισχυτή οργάνων μέτρησης παρουσιάζεται στην εικόνα 2-3.

Εικόνα 2-3 Σχηματικό του Ενισχυτή Οργάνων Μέτρησης (Instrumentation Amplifier)

Η σχεδίαση του ενισχυτή οργάνων μέτρησης αρχίζει από τον ορισμό του διαφορικού

κέρδους. Το διαφορικό κέρδος με τη σειρά του καθορίζεται από το εύρος του σήματος που

θέλουμε να ενισχύσουμε. Το σήμα του καρδιακού παλμού έχει μέγιστο πλάτος από 1mV έως

10mV, εξαρτώμενο από το σημείο του σώματος στο οποίο θα γίνει η μέτρηση. Για την

παρούσα σχεδίαση έγινε η παραδοχή ότι το μέγιστο πλάτος του σήματος πληροφορίας που θα

πρέπει να ενισχύσει ο Instrumentation Amplifier είναι 4mV. Το γεγονός αυτό ορίζει το

κέρδος του ενισχυτή στα 200V/V ή 46dB.

Για τις αντιστάσεις ανάδρασης του κυκλώματος χρησιμοποιήθηκαν οι αντιστάσεις

RNHR1000_MM (HR Poly Resistor – Mixed Mode) της τεχνολογίας UMC 0.18μm. Αρχικά

επιλέχθηκαν οι τιμές R1 = 1KΩ, R2 = 50KΩ, R3 = 10KΩ και R4 = 20KΩ ώστε το διαφορικό

κέρδος να είναι 200V/V όπως προκύπτει από τον τύπο [2.3]. Παρ’ όλα αυτά, στις

προσομοιώσεις το διαφορικό κέρδος ήταν μικρότερο οπότε για να αντισταθμιστεί η διαφορά




αυξήθηκε η αντίσταση R4 ώστε το κέρδος να αυξηθεί στα 200V/V. Οι αλλαγές

πραγματοποιήθηκαν και με κριτήριο την ελαχιστοποίηση της τάσης εκτροπής. Οι καινούριες

τιμές των αντιστάσεων παρουσιάζονται στον πίνακα 2-1.

R1 (ΚΩ) R2 (ΚΩ) R3 (ΚΩ) R4 (ΚΩ

1 50 10 28

Πίνακας 2-1 Τελικές τιμές των αντιστάσεων ανάδρασης του ενισχυτή οργάνων μέτρησης

2.2.2 Κέρδος

Στην εικόνα 2-4 παρουσιάζεται το κέρδος σε V/V σε συνάρτηση με τη συχνότητα και στην

εικόνα 2-5 παρουσιάζεται η απόκριση συχνότητας του ενισχυτή οργάνων μέτρησης για

συχνότητες από 0.1Hz 100MHz. Και για τις δύο μετρήσης χρησιμοποιήθηκε πηγή τάσης

στην είσοδο με πλάτος AC 1mV. Παρατηρείται ότι η συχνότητα f3dB = 45.8 kHz και το

κέρδος είναι 46,07dB.

Εικόνα 2-4 Το διαφορικό κέρδος σε συνάρτηση με τη συχνότητα




Εικόνα 2-5 Απόκριση συχνότητας του Ενισχυτή Οργάνων Μέτρησης

2.2.3 CMRR

Στο διάγραμμα της εικόνας 2-5 παρουσιάζεται ο λόγος απόρριψης κοινού σήματος

εκφρασμένος σε dB συναρτήσει της συχνότητας. Παρατηρείται ότι ο λόγος είναι πολύ κοντά

στα 97dB που σημαίνει ότι η απόρριψη του κοινού σήματος στην είσοδο είναι πολύ κοντά

στα 50.8dB. Αν η απόρριψη εκφραστεί σε V/V η τιμή της είναι περίπου 0,00288 που

σημαίνει ότι μόνον το 0,288% του κοινού σήματος εμφανίζεται στην έξοδο.

Εικόνα 2-6 Διάγραμμα του λόγου απόρριψης κοινού σήματος εκφρασμένου σε dB




2.2.4 Προσομοίωση με είσοδο καρδιακό παλμό και θόρυβο

Για τις ανάγκες της εργασίες χρησιμοποιήθηκε η πηγή τάσης vpwl της analogLib ώστε να

μοντελοποιηθεί το σήμα της καρδιάς με 20 διεκεκριμένα σημεία. Το σήμα που παράγεται από

την πηγή vpwl φαίνεται στην εικόνα 2-6.

Εικόνα 2-7 Το σήμα της καρδιάς όπως μοντελοποιήθηκε με την πηγή vpwl της analogLib

Σε κανονικές συνθήκες μέτρησης όμως υπάρχει θόρυβος. Για να γίνει κατανοητό πως

λειτουργεί ο ενισχυτής στο πεδίο του χρόνου θα πρέπει λοιπόν να εισάγουμε θόρυβο αρκετά

μεγαλύτερο από το σήμα πληροφορίας. Επιλέγεται λοιπόν μια dc συνιστώσα 100mV, μια

ημιτονοειδής συνιστώσα με πλάτος 50mV και συχνότητα 55Hz και μία ημιτονοειδής

συχνότητα με πλάτος 30mV και συχνότητα 10Hz. Το σχηματικό που χρησιμοποιήθηκε για τη

συγκεκριμένη μέτρηση φαίνεται στην εικόνα 2.7. Επίσης, τα διαγράμματα των τάσεων

εισόδου και εξόδου παρουσιάζονται στις εικόνες 2.8 και 2.9.

Εικόνα 2-8 Το σχηματικό που χρησιμοποιήθηκε για τη μοντελοποίηση της λειτουργίας του ενισχυτή με

σήμα πληροφορίας τον καρδιακό παλμό και θόρυβο dc και ημιτονοειδείς συνιστώσες




Εικόνα 2-9 Τα Ένα ενιαίο διάγραμμα για τις τάσεις εισόδου και εξόδου με είσοδο τον καρδιακό παλμό και

θόρυβο

Εικόνα 2-10 Ξεχωριστά διαγράμματα για τις τάσεις εισόδου και την τάση

Με κόκκινο και πράσινο απεικονίζονται τα σήματα εισόδου του ενισχυτή οργάνων μέτρησης

ενώ με μωβ απεικονίζεται το σήμα εξόδου. Είναι φανερό και με γυμνό μάτι ότι ο ενισχυτής

πραγματοποιεί ενίσχυση του διαφορικού σήματος ενώ απορρίπτει πολύ αποτελεσματικά το

κοινό σήμα στην είσοδο. Παρατηρείται ότι στην μεγάλη αιχμή που κάνει ο παλμός της

καρδιάς το πλάτος του στην έξοδο δεν ξεπερνά τα 750mV ενώ θα έπρεπει να αγγίζει τα

800mV. Αυτό συμβαίνει επειδή στη μοντελοποίηση του καρδιακού παλμού

χρησιμοποιήθηκαν είκοσι διακριτά σημεία κι έτσι η μετάβαση σε εκείνο το σημείο του




παλμού γίνεται υπερβολικά γρήγορα. Αυτό σημαίνει ότι το φάσμα συχνοτήτων στην περιοχή

κοντά σε εκείνο το σημείο περιέχει πολύ υψηλές συχνότητες. Ο ενισχυτής από την πλευρά

του έχει περιορισμένο εύρος συχνοτήτων λειτουργίας οπότε αποκόπτει τις πολύ υψηλές

συχνότητες.

2.2.5 Αντίσταση Εισόδου και Εξόδου

Όπως έχει προαναφερθεί οι αντιστάσεις εισόδου πρέπει να είναι της τάξης των GΩ και να

είναι ταιριασμένες για τους δύο ακροδέκτες εισόδου. Στην εικόνα 2-11 παρουσιάζονται τα

διαγράμματα των αντιστάσεων εισόδου σε συνάρτηση με τη συχνότητα. Παρατηρείται ότι για

πολύ μικρές συχνότητες οι αντιστάσεις ανέρχονται σε μερικές δεκάδες ΤΩ. Για τη συχνότητα

των 20Hz που μας ενδιαφέρει οι αντιστάσεις εισόδου είναι 181,6897GΩ για τον θετικό

ακροδέκτη εισόδου και 181,6937GΩ για τον αρνητικό ακροδέκτη εισόδου. Και οι δύο τιμές

είναι κατάλληλες για τη λειτουργία του ενισχυτή.Παρατηρείται παρ’ όλα αυτά ότι διαφέρουν

κατά 0,0022% τιμή που είναι πλήρως αποδεκτή για έναν ενισχυτή οργάνων μέτρησης.

Εικόνα 2-11 Αντιστάσεις εισόδου των δύο τερματικών εισόδου

2.2.6 Τάση εκτροπής εισόδου

Για να μετρήσουμε την τάση εκτροπής εισόδου γειώνουμε και τους δύο ακροδέκτες εισόδου

και μετράμε την τάση στην έξοδο. Στην εικόνα 2-12 φαίνεται ότι η τάση εκτροπής είναι

204nV στους 27°C. Η συγκεκριμένη τιμή είναι αρκετά μικρή για έναν τέτοιο ενισχυτή κι

αυτό είναι πολύ θετικό. Παρ’ όλα αυτά η τάση εκτροπής εξαρτάται πολύ από τη

θερμοκρασία. Για το λόγο αυτό, στην εικόνα 2-12 παρουσιάζονται οι τάσεις εκτροπείς για




θερμοκρασίες από 0°C έως 50°C με βήμα 10°C. Με λίγη παρατήρηση φαίνεται ότι καθώς

αυξάνει η θερμοκρασία η τάση εκτροπής αυξάνει με μειούμενο ρυθμό ενώ όσο μειώνεται η

θερμοκρασία η απόλυτη τιμή της τάσης εκτροπής αυξάνει με αυξάνοντα ρυθμό. Παίρνοντας

ένα μέσο όρο, θα μπορούσε κάποιος να πει ότι προσεγγιστικά η τάση εκτροπής συνδέεται με

τη μεταβολή της θερμοκρασίας με τη σχέση 550nV/°C.

Εικόνα 2-12 Διαγραμμα της τάσης εκτροπής εισόδου

Εικόνα 2-13 Διαγράμματα τάσης εκτροπής εισόδου για θερμοκρασίες από 0 έως 50 °C




2.2.7 Θόρυβος

Στην εικόνα 2-14 παρουσιάζεται ο θόρυβος που εισάγει από μόνος του ο ενισχυτής οργάνων

μέτρησης. Η υψηλότερη τιμή του είναι 469nV/√𝐻𝑧 ενώ στα 20Hz ο θόρυβος είναι

2,6 nV/√𝐻𝑧. Όπως έχει αναφερθεί σε προηγούμενη ενότητα, ο Input Referred Noise Voltage

μπορεί να υπολογιστεί αν διαιρέσουμε το Ouput Referred Noise Voltage με το διαφορικό

κέρδος.

Για να υπολογιστεί ο θόρυβος συνδέθηκε στην έξοδο του ενισχυτή αντίσταση 50Ω.

Εικόνα 2-14 Output Referred Noise Voltage

2.2.8 Ρυθμός ανόδου

Ένα σημαντικό στοιχείο για τη λειτουργία του ενισχυτή είναι ο ρυθμός ανόδου ή ρυθμός

μεταβολής εξόδου (Slew Rate, SR). Εφαρμόζεται στην είσοδο του ενισχυτή οργάνων

μέτρησης ένας βηματικός παλμός. Ο βηματικός παλμός προσομοιώνεται με μια πηγή vpulse

της analogLib με χρονικό διάστημα ανόδου 1e-100sec. Θα περίμενε κανείς η έξοδος να

ακολουθεί την αλλαγή της εισόδου με ακριβή τρόπο. Παρ’ όλα αυτά, στην πράξη αυτό δεν

ισχύει καθώς ο ενισχυτής εισάγει μια καθυστέρηση όπως φαίνεται στην εικόνα 2-15. Η

μεταβολή της εξόδου για ακαριαία μεταβολή της εισόδου είναι σχεδόν γραμμική, έτσι αν

υπολογιστεί η κλίση της μεταβολής εισόδου έχει βρεθεί ο ρυθμός ανόδου. Έτσι, ο ρυθμός

ανόδου μπορεί να υπολογιστεί από την εξίσωση




𝑆𝑅 = 𝑑𝑣𝑜

𝑑𝑡 ≈

𝑣2− 𝑣1

𝑡2− 𝑡1 [2.9]

Από το διάγραμμα της εικόνας 2-15 φαίνεται ότι ο ρυθμός ανόδου του ενισχυτή οργάνων

μέτρησης που σχεδιάστηκε είναι 0,079 V/μs. Η τιμή αυτή είναι σχετικά μικρή παρ’ όλα αυτά,

αφού η εφαρμογή για την οποία θα χρειαστεί ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης δεν είναι πολύ

απαιτητική όσον αφορά στον ρυθμό ανόδου, είναι μια τιμή αποδεκτή. Δεν πρέπει να ξεχνάει

κανείς ότι ο ρυθμός ανόδου συνδέεται άμεσα με το ρεύμα λειτουργίας του σταδίου εισόδου

του τελεστικού ενισχυτή. Όσο πιο μικρό είναι το ρεύμα τόσο πιο μικρή είναι η κατανάλωση

αλλά και τόσο πιο μικρός είναι ο ρυθμός ανόδου. Ο χαμηλός ρυθμός ανόδου είναι ένας

συμβιβασμός που πρέπει να γίνει ώστε να κρατηθεί η κατανάλωση σε χαμηλά επίπεδα.

Εικόνα 2-15 Διάγραμμα για τον υπολογισμό του ρυθμού ανόδου (SR)

2.2.9 Λειτουργία σε συνάρτηση με τη θερμοκρασία

Είναι πολύ σημαντικό να εξεταστεί η λειτουργία του ενισχυτή σε συνάρτηση με τη

θερμοκρασία. Έτσι, στο διάγραμμα της εικόνας 2-16 παρουσιάζει τη μεταβολή του

διαφορικού κέρδους συναρτήσει της θερμοκρασίας. Παρατηρείται ότι για ένα μεγάλο εύρος

θερμοκρασιών το κέρδος παραμένει σχετικά σταθερό γύρω από τα 46.1dB. Επίσης, η κλίση

της ευθείας ταυτίζεται με το ρυθμό μεταβολής του διαφορικού κέρδους συναρτήσει της

θερμοκρασίας που είναι -0,0075dB/°C.




Εικόνα 2-16 Το διαφορικό κέρδος του ενισχυτή συναρτήση της θερμοκρασίας

Με την ίδια λογική, στο διάγραμμα της εικόνας 2-17 παρουσιάζεται η μεταβολή της

απόρριψης του κοινού σήματος συναρτήσει της θερμοκρασίας. Κι εδώ, η κλίση της ευθείας

ταυτίζεται με το ρυθμό μεταβολής της απόρριψης κοινού σήματος συναρτήσει της

θερμοκρασίας. Η τιμή της είναι 0,02dB/°C. Παρατηρείται ότι η απόρριψη κοινού σήματος

στην είσοδο επηρρεάζεται από τη θερμοκρασία περισσότερο από το διαφορικό κέρδος. Παρ’

όλα αυτά, η μεταβολή της απόρριψης κοινού σήματος συναρτήσει της θερμοκρασίας

παραμένει σε πολύ καλά επίπεδα.

Εικόνα 2-17 Απόρριψη κοινού σήματος στην είσοδο συναρτήσει της θερμοκρασίας




2.2.10 Σύγκριση σχεδιαζόμενου ενισχυτή με άλλους ενισχυτές

Παράμετροι Σχεδιαζόμενος

ΙΑ [1] INA333

Texas Instruments AD8235

Analog Devices

Τεχνολογία (μm) 0.18 UMC 0.18 N/A N/A

Τροφοδοσία ±0.9V N/A 1.8V – 5.5V 1.8V – 5.5V

Gain 46.1dB 67.7dB 1-1000 V/V 5-200 V/V

CMRR (dB) 96.9 92 100 110 max

GB (Hz) 45.8K 1.75M 3.5 KHz @

G=100

23Κ

Power Dissipation (μW) 242 263 90 72

Output referred noise

voltage (nV/√𝑯𝒛) 2.6 1.75 50 N/A

Input referred noise

voltage (nV/√𝑯𝒛) 0.012 N/A N/A

76

Voffset (μV) 0.204 N/A 25 25

Voffset drift (μV/°C) 0.55 N/A 0.1 7

Slew Rate (V/μs) 0,079 N/A 0.05 @ G=100 0,009

Input Impedance (Ω) 182G N/A 100G 440G

Input Range ±500mV N/A ±300mV 0-Vs

Output Range ±800mV N/A N/A ±5mV – ±4.98V

Πίνακας 2-2 Πίνακας σύγκρισης χαρακτηριστικών του σχεδιαζόμενου ενισχυτή με εμπορικούς και της

βιβλιογραφίας




Στον πίνακα 2-2 παρουσιάζονται τα βασικά χαρακτηριστικά του ενισχυτή οργάνων μέτρησης

που σχεδιάστηκε στην παρούσα εργασία. Παράλληλα, εκτίθενται προς σύγκριση τα

χαρακτηριστικά δύο ενισχυτών του εμπορίου από τις εταιρίες Texas Intsruments και Analog

Devices όπως επίσης και ο ενισχυτής που σχεδιάστηκε στην εργασία πάνω στην οποία

στηρίχτηκε η παρούσα. Η επιλογή των συγκεκριμένων ενισχυτών οργάνων μέτρησης έγινε με

βασικό κριτήριο την κατανάλωση ισχύος καθώς σε όλη τη διαδικασία σχεδίασης η

κατανάλωση ήταν η πιο σημαντική προδιαγραφή.

2.3 Φυσικό σχέδιο (Layout) του ενισχυτή οργάνων μέτρησης

Για τις ανάγκες τις εργασίες σχεδιάστηκε επίσης το φυσικό σχέδιο (Layout) του ενισχυτή

οργάνων μέτρησης (εικόνα 2-18). Πρέπει να αναφερθεί ότι το σχηματικό δεν περιέχει τις

παρασιτικές χωρητικότητες οι οποίες υπολογίζονται μόνο από το αρχείο av_extracted του

Layout. Χρησιμοποιήθηκαν 6 επίπεδα μετάλλου κι ένα πολυπυριτίου. Η συνολική επιφάνεια

που καταλαμβάνει ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης είναι 305μm x 218μm και ισούται με

0,06649mm2. Η συνολική επιφάνεια που καταλαμβάνει ο τελεστικός ενισχυτής (εικόναι 2-19)

είναι 85μm x 105μm και ισούται με 0,008925mm2.

Ειδική μέριμνα υπήρξε για τη σύνδεση των πυκνωτών αντιστάθμισης. Οι πυκνωτές πρέπει να

συνδέονται με μέταλλο επιπέδου 6 στον θετικό άκρο και με μέταλλο επιπέδου 5 στο αρνητικό

άκρο. Επίσης, ειδική προσοχή πρέπει να δοθεί στις αποστάσεις μεταξύ του πυκνωτή και των

υπόλοιπων στοιχείων του κυκλώματος.

Για τις αντιστάσεις χρησιμοποιήθηκαν οι RNHR1000_MM της τεχνολογίας UMC 0.18μm οι

οποίες υλοποιούνται με το υλικό πολυπυρίτιο υψηλής αντιστασης. Η ανοχή τους κυμαίνεται

προσεγγιστικά από 0.23% έως 0.28% και υπολογίστηκε μέσα από πίνακες που βρέθηκαν στο

documentation της τεχνολογίας.

Για να επαληθευτεί ότι όλοι οι κανόνες σχεδίασης φυσικού σχεδίου της τεχνολογίας

τηρούνται χρησιμοποιήθηκε το εργαλείο DRC (Design Rule Check) του ASSURA. Όπως

φαίνεται στην εικόνα 3-20 δεν υπάρχουν σφάλματα όσον αφορά στους κανόνες σχεδίασης

φυσικού σχεδίου που επιβάλει η τεχνολογία UMC 0.18um.

Ένας άλλος έλεγχος που πρέπει να γίνει είναι ότι οι συνδέσεις που πραγματοποιήθηκαν

μεταξύ των στοιχείων του κυκλώματος κατά τη διαδικασία του φυσικού σχεδίου είναι σωστές

σε σχέση με αυτές του σχηματικού του ενισχυτή. Για την επιβεβαίωση χρησιμοποιήθηκε το

εργαλείο LVS (Layout Versus Schematic) του ASSURA. Στην εικόνα 2-21 φαίνονται τα

αποτελέσματα της προσομοίωσης και επιβεβαιώνεται ότι δεν υπάρχει κανένα λάθος.




Εικόνα 2-18 Φυσικό σχέδιο (Layout) του ενισχυτή οργάνων μέτρησης




Εικόνα 2-19 Φυσικό σχέδιο (Layout) του τελεστικού ενισχυτή




Εικόνα 2-20 Αποτελέσματα του DRC του ASSURA

Εικόνα 2-21 Αποτελέσματα του LVS του ASSURA




Ιδιαίτερη σημασία για τη επαλήθευση της σωστής λειτουργίας του κυκλώματος έχει η

εξαγωγη του αρχείου av_extracted. Το αρχείο αυτό δημιουργείται από το φυσικό σχέδιο με το

εργαλείο QRC του ASSURA και συμπεριλαμβάνει τις παρασιτικές χωρητικότητες οι οποίες

στη συνέχεια θα χρησιμοποιηθούν ώστε να γίνουν προσομοιώσεις με ρεαλιστικότερη

συμπεριφορά για το κύκλωμα του σχεδιάζεται. Το αρχείο av_extracted του ενισχυτή οργάνων

μέτρησης που σχεδιάστηκε παρουσιάζεται στην εικόνα 2-22. Μια πιο λεπτομερής απόδοση

ενός μόνο τελεστικού ενισχυτή παρουσιάζεται στην εικόνα 2-23 ενώ στην εικόνα 2-24

φαίνονται οι παρασιτικές χωρητικότητες που υπολογίστηκαν με τη διαδικασία της

δημιουργίας του av_extracted.

Εικόνα 2-22 Αρχείο av_extracted του ενισχυτή οργάνων μέτρησης




Εικόνα 2-23 Αρχείο av_extracted του τελεστικού ενισχυτή

Εικόνα 2-24 Λεπτομέρεια του av_extracted του ενισχυτή οργάνων μέτρησης στην οποία φαίνεται η απόδοση

παρασιτικών χωρητικοτήτων




Από το σημείο αυτό είναι δυνατή η τέλεση προσομοιώσεων με τη χρήση του av_extracted

ώστε να περιλαμβάνονται στην προσομοίωση και οι παρασιτικές χωρητικότητες του

ενισχυτή. Παρακάτω θα ακολουθήσει σύντομη περιγραφή αυτής της διαδικασίας.

Δουλεύοντας στο σχηματικό που σχεδιάστηκε για την υλοποίηση των προσομοιώσεων του

ενισχυτή οργάνων μέτρησης δημιουργείται ένα καινούριο αρχείο config με ίδιο όνομα με

αυτό του σχηματικού (Εικόνα 2-25). Χρησιμοποιώντας το κουμπί Use Template επιλέγεται

το Spectre με το οποίο θα γίνουν οι προσομοιώσεις του ενισχυτή. Στη συνέχεια επιλέγεται η

Βιβλιοθήκη που δημιουργήθηκε, το cell στο οποίο θα γίνει η προσομοίωση και στο view

επιλέγεται το schematic. Στο Library List επιλέγεται επίσης η βιβλιοθήκη που

χρησιμοποιήθηκε.

Εικόνα 2-25 Δημιουργία νέου Config για την προσομοίωση του ενισχυτή με τη χρήση και των παρασιτικών

χωρητικοτήτων




Πατώντας το ΟΚ εμφανίζεται το παράθυρο της εικόνας 2-26 όπου απεικονίζεται το νέο

configuration file που δημιουργήθηκε. Πηγαίνοντας στο Tree View φαίνονται όλα τα μέρη

από τα οποία αποτελείται ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης. Κάνοντας δεξί κλικ πάνω στον

ενισχυτή υπάρχει η δυνατότητα να επιλεγεί με ποιο view του κυκλώματος θα γίνει η

προσομοίωση (Εικόνα 2-27). Επιλέγοντας το av_extracted και μετά update όπως στις εικόνες

2-27 και 2-28 οι επόμενες προσομοιώσεις θα γίνουν συμπεριλαμβανομένων και των

παρασιτικών χωρητικοτήτων.

Το σχηματικό που χρησιμοποιήθηκε για τις προσομοιώσεις με το av_extracted του ενισχυτή

φαίνεται στην εικόνα 2-29.

Εικόνα 2-26 Νέο configuration file για την προσομοίωση του ενισχυτή με τις παρασιτικές χωρητικότητες




Εικόνα 2-27 Επιλογή view προσομοίωσης

Εικόνα 2-28 Εμφάνιση των παρασιτικών συχνοτήτων. Πατώντας Update οι προσομοιώσεις γίνονται

συμπεριλαμβανομένων των παρασιτικών χωρητικοτήτων




Εικόνα 2-29 Το σχηματικό που χρησιμοποιήθηκε για την προσομοίωση με το av_extracted του ενισχυτή

Στη συνέχεια παρατίθενται μερικά αποτελέσματα από προσομοιώσης με τη χρήση του

av_extracted του ενισχυτή ώστε να συμπεριλαμβάνονται και οι παρασιτικές χωρητικότητες.

Παρατηρείται ότι τα αποτελέσματα διαφέρουν ελάχιστα ή και καθόλου από αυτά των

προσομοιώσεων μόνο με το σχηματικό του ενισχυτή. [16]

Εικόνα 2-30 Απόκριση συχνότητας σε dB του ενισχυτή οργάνων μέτρησης. Συμπεριλαμβάνονται οι

παρασιτικές χωρητικότητες




Εικόνα 2-31 Η εξοδος του ενισχυτή με είσοδο καρδιακό παλμό και ημιτονοειδή θόρυβο στα 55Hz και στα

10Hz. Συμπεριλαμβάνονται οι παρασιτικές χωρητικότητες

Εικόνα 2-32 Output Referred Noise Voltage. Συμπεριλαμβάνονται οι παρασιτικές χωρητικότητες




3 Σχεδίαση τελεστικού ενισχυτή δύο σταδίων

3.1 Εισαγωγή

Ο τελεστικός ενισχυτής που υλοποιήθηκε στην παρούσα εργασία παρουσιάζεται στο σχήμα

3.1. Πρόκειται για τον κλασικό τελεστικό ενισχυτή δύο σταδίων με πηγή ρεύματος Widlar

για τη δημιουργία του ρεύματος πόλωσης.

Οι τελεστικοί ενισχυτές είναι από τα πιο ευρέως χρησιμοποιούμενα ηλεκτρονικά κυκλώματα.

Είναι σχετικά φτηνοί αφού κοστίζουν ελάχιστα cents όταν παράγονται μαζικά. Παρ’ όλα

αυτά, υπάρχουν τελεστικοί ενισχυτές σχεδιασμένοι για ειδικές λειτουργίες που μπορεί να

κοστίζουν πάνω από 100$ για μικρές ποσότητες παραγωγής.

Οι τελεστικοί ενισχυτές είναι ένα είδος διαφορικών ενισχυτών. Ένα άλλο είδος διαφορικών

ενισχυτών είναι οι ενισχυτές οργάνων μέτρησης (Instrumentation Amplifiers) που

σχεδιάζουμε στην παρούσα εργασία. [3]

Εικόνα 3-1 Σχηματικό Τελεστικού Ενισχυτή Δύο Σταδίων

3.2 Λειτουργία και χαρακτηριστικά

Ο τελεστικός ενισχυτής έχει δύο εισόδους, την αναστρέφουσα και τη μή αναστρέφουσα.. Η

τάση εξόδου του τελεστικού ενισχυτή δίνεται από τον τύπο




VOUT=AOL (V+ - V

-) (3.1)

όπου AOL είναι το κέρδος ανοιχτού βρόχου. Το κέρδος ανοιχτού βρόχου συνήθως είναι πολύ

μεγάλο, της τάξης του 100.000 έως 1.000.000 οπότε ακόμα και μια πολύ μικρή διαφορική

τάση εισόδου φέρνει τον ενισχυτή στον κορεσμό. Για το λόγο αυτό οι διαφορικοί ενισχυτές

σχεδόν πάντα χρησιμοποιούνται σε συνδεσμολογία με θετική, αρνητική ανάδραση ή και τις

δύο.

Στην περίπτωση αυτή, το κέρδος ονομάζεται κέρδος κλειστού βρόχου και είναι προβλέψιμο

και υπολογίσιμο σε αντίθεση με το κέρδος ανοιχτού βρόχου. Η ανάδραση μειώνει σημαντικά

το κέρδος του ενισχυτή και η απόκριση εξαρτάται περισσότερο από το κύκλωμα ανάδρασης

παρά από τον ενισχυτή αυτόν καθ’ εαυτόν. [3]

Εικόνα 3-2 Σύμβολο Διαφορικού Ενισχυτή

Οι ιδανικοί τελεστικοί ενισχυτές έχουν τις ακόλουθες ιδιότητες:

1. Άπειρο κέρδος ανοιχτού βρόχου

2. Άπειρη αντίσταση εισόδου άρα και μηδενικό ρεύμα εισόδου

3. Μηδενική τάση εκτροπής εισόδου

4. Περιοχή τάσης εξόδου απεριόριστη

5. Ζώνη συχνοτήτων απεριόριστη

6. Άπειρος ρυθμός ανόδου

7. Μηδενική αντίσταση εξόδου

8. Μηδενικό θόρυβο

9. Άπειρο λόγο απόρριψης κοινού σήματος εισόδου

10. Άπειρο λόγο απόρριψης τάσης τροφοδοσίας

Οι πραγματικοί τελεστικοί ενισχυτές έχουν τις εξής ιδιότητες:

1. Πεπερασμένο (αν και μεγάλο) κέρδος ανοιχτού βρόχου

2. Πεπερασμένη αντίσταση εισόδου

3. Μη μηδενική αντίσταση εξόδου

4. Μη μηδενικό ρεύμα εισόδου

5. Μη μηδενική τάση εκτροπής εισόδου




6. Πεπερασμένο λόγο απόρριψης κοινού σήματος εισόδου

7. Πεπερασμένο λόγο απόρριψης τάσης τροφοδοσίας

8. Φαινόμενα που έχουν να κάνουν με τη θερμοκρασία

9. Εμφάνιση θορύβου

10. Πεπερασμένη ζώνη συχνοτήτων

11. Περιορισμένο ρεύμα εξόδου

3.3 Θεωρητική Σχεδίαση και Υλοποίηση

Πολλές από τις προδιαγραφές που χρειάζονται για τη θεωρητική σχεδίαση του τελεστικού

ενισχυτή δύο σταδίων δεν είναι δεδομένες. Στην περίπτωση αυτή γίνεται μία εκτίμηση για τις

προδιαγραφές αυτές και στη συνέχεια να προσαρμόζονται οι τιμές ανάλογα με τα

αποτελέσματα.

Παρακάτω, ακολουθούν οι προδιαγραφές για τον τελεστικό ενισχυτή όπως προκύπτουν από

την ανάγκη για ενίσχυση του καρδιακού σήματος. Αυτές οι προδιαγραφές χρησιμοποιήθηκαν

για την αρχική σχεδίαση του ενισχυτή. Στο τέλος θα γίνει επαναπροσδιορισμός των

προδιαγραφών όπου υπάρχει περιθώριο για βελτίωση.

Προδιαγραφές

CL=10pF

SR=1V/μsec

ICMR+ = 0.7V

ICMR- = -0.1V

PM ≥ 60°

GBW=1.3ΜHz

DC Gain = 45dB = 178 V/V

-0.85V < Vout < 0.85V

Lmin= 500nm

VDD = -VSS = 0.9V

Ακολουθεί ο αλγόριθμος θεωρητικής σχεδίαση για τον τελεστικό ενισχυτή δύο σταδίων.

Βήμα 1ο (Υπολογισμός ρεύματος πόλωσης)

Για να υπάρχει περιθώριο φάσης PM ≥ 60° πρέπει

Cc ≥ 0.22· CL [3.2]

Άρα Cc ≥ 2.2pF. Ο πυκνωτής επηρρεάζει το γινόμενο κέρδους - εύρους ζώνης. Μάλιστα, όσο

αυξάνει η χωρητικότητα του πυκνωτή τόσο μειώνεται το GBW. Στη σχεδίαση του




συγκεκριμένου ενισχυτή δε υπάρχει η ανάγκη για εύρος ζώνης ιδιαίτερα μεγάλο οπότε

υπάρχει η δυνατότητα να αυξηθεί ο πυκνωτής κατά βούληση.

Έστω λοιπόν ότι Cc = 5pF. Τότε,

Ι5 = SR·Cc = 1V/μsec · 5pF => Ι5 = 5μA [3.3]

Βήμα 2ο (Υπολογισμός λόγου τρανζίστορ M1 και Μ2)

Υπολογίζεται η τιμή της gm1 από τον τύπο

gm1 = GBW · Cc · 2π = 1.3ΜΗz · 5pF · 2π ≈ 40 μA/V [3.4]

Οπότε ο λόγος S1 προκύπτει

S1 = g𝑚1

2

𝐾𝑛∙2∙𝐼1=

402

258 ∙ 2 ∙ 2.5= 1.24 [3.5]

Άρα, τελικά έστω S1 = S2 = 1,3

Να σημειωθεί σε αυτό το σημείο ότι για τη συγκεκριμένη τεχνολογία

μn = 3.141 · 10-2

m2/Vsec και tox = 4.2nm άρα Κn = 𝜇𝑛

𝜀𝑜𝑥

𝑡𝑜𝑥 = 258 μΑ/V

2 [3.6]

μp = 1.145 · 10-2

m2/Vsec και tox = 4.2nm άρα Κp = 𝜇𝑝

𝜀𝑜𝑥

𝑡𝑜𝑥 = 94 μΑ/V

2 [3.7]

Βήμα 3ο (Υπολογισμός λόγου τρανζίστορ Μ3 και M4)

Για να λειτουργεί το τρανζίστορ ΜΝ1 στον κορεσμό θα πρέπει να ισχύει

VD1 > VG1 – VT1 => VG1 < VD1 + VT1 => ICMR+ < VD1 + VT1 [3.8]

Όμως VD1 = VDD - |VGS3|

Και Ι3 = 𝐾𝑝

2 (

𝑊

𝐿)

3(𝑉𝑆𝐺 − 𝑉𝑇3)2 => VGS3 = √

2 ∙ 𝐼3

𝐾𝑝 ∙ (𝑊

𝐿)3

+ |VT3| [3.9]

Οπότε ICMR+ < (VD1 + VT1)min => ICMR

+ < VD1min + VT1min =>




=> ICMR+ < VDD - √

2 ∙ 𝐼3

𝐾𝑝 ∙ (𝑊

𝐿)3

- |VT3| + VT1min =>

=> (𝑊

𝐿)3 ≥

2 ∙ 𝐼3

𝐾𝑝 ∙ (𝑉𝐷𝐷−ICMR+−|𝑉𝑇3|𝑚𝑎𝑥+ 𝑉𝑇1𝑚𝑖𝑛 )2 =>

[3.10]

=>(𝑾

𝑳)𝟑 ≥ 𝟐. 𝟓𝟕

Έστω λοιπόν S3 = S4 = 3

Για τον υπολογισμό των |VT3|max, VT1min και VT1max χρησιμοποιήθηκε το κύκλωμα της εικόνας

3-4. Καθώς το σώμα του MN1 είναι συνδεμένο στη VSS ενώ η πηγή του δεν είναι συνδεμένη

στη VSS η τάση κατωφλίου του ΜΝ1 παίρνει μία μέγιστη και ελάχιστη τιμή, ανάλογα με την

κοινή τάση στην είσοδο. Αυτές οι τάσεις κατωφλίου υπολογίζονται με τη βοήθεια του

virtuoso για τις ακραίες τιμές της κοινής τάσης εισόδου. Οι τιμές που προκύπτουν είναι οι

εξής:

VT1min = 462mV

VT1max = 598.7mV

|VT3|min = 522mV

|VT3|max = 522mV

Παρατηρείται ότι η μέγιστη και η ελάχιστη τιμή για την τάση κατωφλίου του Μ3 συμπίπτουν

καθώς και το σώμα και η πηγή συνδέονται στη VDD.

Εικόνα 3-3 Επιμέρους κύκλωμα για

τον υπολογισμό της VD1




Εικόνα 3-4 Κύκλωμα για τον υπολογισμό των μέγιστων και ελάχιστων τιμών των τάσεων κατωφλίου των

Μ1 και Μ3

Βήμα 4ο (Υπολογισμός λόγου τρανζίστορ Μ5)

Ισχύει ότι όσο μειώνεται η τάση στην πύλη του Μ1 τόσο μειώνεται η

τάση στην υποδοχή του Μ5 οπότε αυξανεται ο κίνδυνος να μη

λειτουργεί στην περιοχή κορεσμού το τρανζίστορ Μ5. Αυτό σημαίνει

ότι το Μ5 καθορίζει το κάτω όριο της περιοχής κοινού σήματος

εισόδου. Επίσης, το Μ5 πρέπει να λειτουργεί με τάση VDS

τουλάχιστον 100mV. Σε αυτήν την περίπτωση ο λόγος του M5

προκύπτει

(𝑊

𝐿)

5=

2 ∙ 𝐼5

𝐾𝑛∙ 𝑉𝐷𝑆2 = 3.88 οπότε έστω ότι (

𝑾

𝑳)

𝟓= 𝟒

[3.11]

Προφανώς (𝑾

𝑳)

𝟖= 𝟒

Θα επιβεβαιωθεί τώρα ότι πράγματι το κάτω όριο του κοινού σήματος

στην είσοδο είναι -100mV.

Εικόνα 3-5 Επιμέρους κύκλωμα για

τον υπολογισμό της VD5




Πρέπει λοιπόν

Vin ≥ VGS1 + VD5 => ICMR- ≥ VGS1 + VD5 =>

=> ICMR- ≥ VGS1 + VDS5 + VSS =>

=> ICMR- ≥ √

2 ∙𝐼1

𝐾𝑛 ∙ 𝑆1 + VT1max + VDS5 + VSS => [3.12]

=> ICMR- ≥ -79.2mV

Προφανώς δεν ικανοποιήθηκε η προδιαγραφή για ICMR- = -0.1V. Παρ’ όλα αυτά, η

υλοποίηση της δεν είναι μακριά. Θα μπορούσε πχ. να αυξηθεί ο λόγος S1 ώστε, όπως

φαίνεται από την εξίσωση [3.12], να μειωθεί το κάτω όριο του κοινού σήματος στην είσοδο.

Σε αυτό το σημείο όμως θα σταματήσει ο θεωρητικός υπολογισμός του λόγου του Μ5. Θα

βελτιωθεί η λειτουργία του ταυτόχρονα με την απαίτηση για χαμηλότερο ICMR-

στην

διαδικασία tuning μετά τον υπολογισμό και των υπόλοιπων λόγων των τρανζίστορ.


Για να υπάρχει περιθώριο φάσης PM ≥ 60° πρέπει να ισχύει

gm6 ≥ 10 · gm1 = 400μΑ/V [3.13]

Ισχύει ότι VDS3 = VDS4 ≈ VDS6 [3.14]

Αφού VGS3 = VGS4 ≈ VGS6 [3.15]

Εικόνα 3-6 Επιμέρους κύκλωμα για τον υπολογισμό του λόγου του Μ6




Ισχύει επίσης (

𝑊

𝐿)6

(𝑊

𝐿)4

=𝐼6

𝐼4=

𝑔𝑚6

𝑔𝑚4 [3.16]

Όμως 𝑔𝑚4 = √𝐾𝑝 ∙ (𝑊

𝐿)

4 ∙ 2 ∙ 𝐼4 = 37.55 𝜇𝛢/𝑉 [3.17]

Άρα από την εξίσωση [3.16] προκύπτει ότι (𝑾

𝑳)𝟔 = 𝟑𝟐


Από την εξίσωση [3.16] βρίσκουμε ότι το ρεύμα που διατρέχει τα τρανζίστορ Μ6 και Μ7

είναι Ι5 = Ι6 = (

𝑊

𝐿)

6

(𝑊

𝐿)

4

𝐼4 = 27𝜇𝛢

Ισχύει επίσης (

𝑊

𝐿)7

(𝑊

𝐿)5

=𝐼7

𝐼5=> (

𝑊

𝐿)7 =

𝐼7

𝐼5 ∙ (

𝑊

𝐿)

5=> (

𝑾

𝑳)

𝟕= 𝟐𝟏. 𝟔 [3.18]

Μία συνθήκη που πρέπει να ισχύει σε γενικές γραμμές για ελαχιστοποίηση του Voffset είναι

(𝑊

𝐿)

6

(𝑊

𝐿)

4

= 2 (

𝑊

𝐿)

7

(𝑊

𝐿)

5

=> 32

3= 2

21,6

4=> 10,666 ≈ 10,8 . [3.19]

Παρατηρείται ότι το κριτήριο αυτό ικανοποιείται σε καλό βαθμό. Περαιτέρω βελτίωση για το

Voffset θα γινει κατά τη διαδικασία του tuing.

Σε αυτό το σημείο τελείωσε ο θεωρητικός υπολογισμός των λόγων των τρανζίστορ του

κυκλώματος του τελεστικού ενισχυτή. Παρακάτω ακολουθεί πίνακας με τους λόγους, το

μήκος και το πλάτος των τρανζίστορ συγκεντρωτικά.

W/L W(μm) L(μm)

M1, M2 1,3 0.65 0.5

M3, M4 3 1.5 0.5

M5, M8 4 2 0.5

M6 32 16 0.5

M7 21,6 10.8 0.5

Πίνακας 3-1 Οι λόγοι των τρανζίστορ όπως προέκυψαν από τη θεωρητική σχεδίαση του τελεστικού

ενισχυτή




3.4 Tunning με το Virtuoso

Οι τιμές που προβλέφθηκαν από τη θεωρητική σχεδίαση του τελεστικού ενισχυτή είναι μια

καλή αρχή. Παρ’ όλα αυτά, στην πραγματικότητα είναι προσεγγίσεις και σπανίως οι

τελεστικοί ικανοποιούν όλες τις προδιαγραφές με τις θεωρητικές τιμές των λόγων των

τρανζίστορ. Για αυτό, είναι πολύ σημαντικό να εισαχθούν αυτές οι τιμές σε κάποιο

πρόγραμμα σχεδίασης και με τη βοήθεια των προσομοιώσεων και των διάφορων άλλων

εργαλείων να επιτευχθεί ένα καλύτερο αποτέλεσμα για τη λειτουργία του τελεστικού

ενισχυτή.

Μια τέτοια διαδικασία σχεδίασης, γνωστή και ως tunning, είναι δυνατή με το σχεδιαστικό

πρόγραμμα Virtuoso 6.1.5 της Cadence. Πρέπει να τονιστεί ιδιαίτερα ότι για την επιτυχία

αυτής της διαδικασίας σημαντικό ρόλο παίζει η εμπειρία του σχεδιαστή καθώς επίσης και η

κατανόηση του σχεδιαζόμενου κυκλώματος. Δεν υπάρχουν συγκεκριμένοι κανόνες που να

οδηγούν σε βέλτιστες λύσεις παρά μόνο κατευθυντήριες γραμμές. Έτσι, μια προσέγγιση trial

and error με βάση τις προαναφερόμενες κατευθυντήριες γραμμές φέρνει μάλλον τα καλύτερα

αποτελέσματα. Σε καμία περίπτωση όμως δεν πρέπει ο σχεδιαστής να αλλάζει τις διαστάσεις

των τρανζίστορ με τυχαίο τρόπο.

Ακολουθεί μια σειρά από προτάσεις πάνω στην διαδικασία του tunning με βάση τη

λειτουργία που επιτελεί ή ποιο μέγεθος επηρρεάζει κάθε τρανζίστορ. Σχηματικά

παρουσιάζονται στην εικόνα 3-9. Πρέπει να σημειωθεί σε αυτό το σημείο ότι οι δοκιμές και

προσομειώσεις έγιναν με το κύκλωμα του Instrumentation amplifier καθώς αυτό είναι το

κύκλωμα το οποίο πρέπει να σχεδιαστεί. Το σχηματικό του ίδιου του ΙΑ και το σχηματικό για

την προσομοίωση ακολουθούν στις εικόνες 3-7 και 3-8 αντίστοιχα.

Εικόνα 3-7 Σχηματικό του Instrumentation Amplifier




Εικόνα 3-8 Σχηματικό για τις δοκιμές και προσομοιώσεις του Instrumentation Amplifier

Εικόνα 3-9 Συσχέτιση τρανζίστορ με τις προδιαγραφές και τα μεγέθη του τελεστικού ενισχυτή




ICMR-

Το κάτω όριο την κοινής τάσης εισόδου διαμορφώνεται από τον λόγο του τρανζίστορ Μ5.

Γενικά όσο μεγαλώνει ο λόγος του Μ5 τόσο μειώνεται το ICMR-. Παράλληλα όμως

μικραίνει η τάση VDS5 υπό την οποία λειτουργεί το τρανζίστορ. Γενικά, είναι συνήθης

πρακτική τα τρανζίστορ να λειτουργούν με τάση VDS τουλάχιστον 100mV.

Το κάτω όριο κοινού σήματος στην είσοδο δηλώνει τη χαμηλότερη τάση στην πύλη του Μ1

(Μ2) που επιτρέπει τα τρανζίστορ (ειδικότερα το Μ5) να λειτουργούν στην περιοχή

κορεσμού. Ισχύει VG1 = VSS + VDS5 + VT1. Με μια εκτίμηση για VT1 = 500mV και VDS5

=100mV ‘μένουν’ -300mV για το ΙCMR- και αυτή είναι μια αισιόδοξη εκτίμηση. Στην πράξη

το περιθώριο είναι αρκετά μικρότερο. Παρατηρείται λοιπόν ότι υπάρχει αρκετός περιορισμός

ώς προς το κάτω όριο για το κοινό σήμα στην είσοδο.

Επίσης, από την εξίσωση [3.12] φαίνεται ότι αυξάνοντας τον λόγο S1 για συγκεκριμένο

ΙCMR- πετυχαίνεται αύξηση του VDS5. Με ταυτόχρονη αύξηση λοιπόν των S1, S2, S5 υπάρχει

η δυνατότητα να αυξηθεί κάπως το κάτω όριο κοινού σήματος στην είσοδο.

Μέσα από προσομοιώσεις βρέθηκε ότι για S1 = S2 = 10/3 και S5 = 6 πετυχαίνεται η βέλτιστη

δυνατή λύση για το κάτω όριο της κοινής τάσης στην είσοδο.

ICMR+

Το άνω όριο κοινού σήματος στην είσοδο καθορίζεται από τον λόγο των τρανζίστορ Μ3, Μ4

όπως φαίνεται και από την εξίσωση [3.10]. Ουσιαστικά, αυξάνοντας τον λόγο των Μ3, Μ4

αυξάνεται και το ICMR+. Όπως φαίνεται από την εξίσωση [3.10] επειδή αφαιρείται η μέγιστη

τάση κατωφλίου του Μ3 ενώ προστίθεται η ελάχιστη τάση κατωφλίου του Μ1 η μέγιστη

κοινή τάση στη είσοδο μπορεί να φτάσει αρκετά κοντά στην VDD. Αντιθέτως όπως φάνηκε

προηγουμένως το κάτω όριο της κοινής τάσης στην είσοδο δεν μπορεί να φτάσει κοντά στη

VSS.

Μέσα από προσομοιώσεις βρέθηκε ότι για S3 = S4 = 2,5 πετυχαίνεται η βέλτιστη δυνατή

λύση για το άνω όριο της κοινής τάσης στην είσοδο. Οι λόγοι αυτοί έχουν μια μικρή

επίδραση στο Voffset. Για τo Voffset όμως θα γίνει η προσπάθεια να μειωθεί αλλάζοντας τους

λόγους των τρανζίστορ Μ6 και Μ7.

Κέρδος

Ως γνωστόν το κέρδος στο 1ο στάδιο δίνεται από τον τύπο

Α1 = 𝑔𝑚2

𝑔𝑑𝑠2+ 𝑔𝑑𝑠4 [3.20]

Ενώ το κέρδος στο 2ο στάδιο δίνεται από τον τύπο




Α2 = 𝑔𝑚6

𝑔𝑑𝑠6+ 𝑔𝑑𝑠7 [3.21]

Έτσι, είναι εμφανές ότι αυξάνοντας τους λόγους των τρανζίστορ Μ1 και Μ2 αυξάνεται το

κέρδος στο 1ο στάδιο. Επίσης, αυξάνοντας το λόγο του τρανζίστορ Μ6 αυξάνεται το κέρδος

στο 2ο στάδιο. Πάντα όμως για την βέλτιστη ανίχνευση της διαφορικής τάσης στην είσοδο

πρέπει να κρατάμε τις ισορροπίες ανάμεσα στα κέρδη του 1ου

και του 2ου

σταδίου.

Ένας δεύτερος τρόπος να αυξηθεί ή να μειωθεί το κέρδος του τελεστικού ενισχυτή είναι να

αυξηθεί ή να μειωθεί αντίστοιχα το μήκος καναλιού. Όπως φαίνεται από τους τύπους [3.20]

και [3.21] τα κέρδη των δύο σταδίων του ενισχυτή εξαρτώνται και από τις διαγωγιμότητες

𝑔𝑑𝑠 των Μ2, Μ4, Μ6, Μ7. Αν πχ. υπάρχει η ανάγκη να αυξηθεί το κέρδος του 2ου

σταδίου

αυτό μπορεί να γίνει αυξάνοντας το μήκος καναλιού των Μ6 και Μ7. Τότε, η σταθερά

διαμόρφωσης καναλιού λ θα μειωθεί και επακόλουθα θα αυξηθούν οι διαγωγιμότητες

𝑔𝑑𝑠6𝜅𝛼𝜄 𝑔𝑑𝑠7.

Μέσα από τις δοκιμές και προσομοιώσεις που έλαβαν σειρά στο Virtuoso φάνηκε ότι

χρειάζεται να αυξηθεί το κέρδος των σταδίων του ενισχυτή και για το λόγο αυτό αυξήθηκε το

μήκος καναλιού από 0.5μm σε 3μm.

Voffset

Η τάση εκτροπής εισόδου είναι η τάση που εμφανίζεται στην έξοδο του ενισχυτή όταν

γειώνονται και οι δύο είσοδοί του. Γειώνοντας λοιπόν αρχικά τον ΙΑ παρουσιάστηκε στην

έξοδό του μία τάση της τάξης μερικών mV. Από την εξίσωση [3.19] φαίνεται ότι για να

μειωθεί σημαντικά η τάση εκτροπής θα πρέπει να ισχύει η σχέση

(

𝑊

𝐿)

6

(𝑊

𝐿)

4

= 2 (

𝑊

𝐿)

7

(𝑊

𝐿)

5

ανάμεσα στους λόγους των τρανζίστορ Μ4, Μ5, Μ6 και Μ7. Από τις

προηγούμενες μετατροπές όμως έχει ήδη αυξηθεί ο λόγος του Μ5 και έχει μειωθεί ο λόγος

του Μ4. Οπότε πρέπει να γίνουν ανάλογες αλλαγές στους λόγους των τρανζίστορ Μ6 και

Μ7. Καθώς πρέπει να μειωθεί η τάση εκτροπής όσο περισσότερο γίνεται οι αλλαγές θα

πρέπει να είναι πολύ μικρές και προσεκτικές. Δε θα πρέπει να παραβλέπεται ότι τα

τρανζίστορ Μ6 και Μ7 καθορίζουν την περιοχή της τάσης εξόδου αλλά και ότι το Μ6

επηρρεάζει το κέρδος του 2ου

σταδίου του ενισχυτή. Μετά από πολλές δοκιμές επιλέχθηκαν

οι τιμές S6 = 29.6 για το τρανζίστορ Μ6 και η τιμή S7 = 100/3 για το τρανζίστορ Μ7.

Ας γίνει και η επαλήθευση της εξίσωσης [3.19].

(𝑊

𝐿)

6

(𝑊

𝐿)

4

= 2 (

𝑊

𝐿)

7

(𝑊

𝐿)

5

=> 29,6

2,5= 2

1003⁄

6=> 11,84 = 11,11 Παρατηρείται ότι επαληθεύεται εν

μέρει η εγκυρώτητα της εξίσωσης [3.19]. Με αυτές τις τιμές των τρανζίστορ για το κύκλωμα

του ΙΑ επετεύχθη dc τάση εκτροπής 317nV όπως φαίνεται και στην εικόνα 3-10.




Εικόνα 3-10 Διάγραμμα εξόδου με γειωμένες εισόδους για μέτρηση dc τάσης εκτροπής

Αξίζει να σημειωθεί η επίδραση της μείωσης της τάσης

εκτροπής στην απορριψη του κοινού σήματος στην

είσοδο. Σε κάποιο σημείο της σχεδίασης επετεύχθη

τάση εκτροπής 871μV και τότε η απόρριψη του κοινού

σήματος στην είσοδο ήταν 0,006936 ή -43,18dB.

Μειώνοντας της τάση εκτροπής στα 317nV η απόρριψη

του κοινού σήματος στην είσοδο έγινε 0,003616271 ή -

48,83dB. Μόνο λοιπόν από τη μείωση της τάσης

εκτροπής του τελεστικού ενισχυτή υπήρξε αύξηση του

CMRR για τον ΙΑ πάνω από 5dB.

Ρεύμα Πόλωσης Ibias

Για τη δημιουργία του ρεύματος πόλωσης Ιbias = 5μΑ

χρησιμοποιήθηκε μία πηγή ρεύματος Widlar που

παρουσιάζεται στην εικόνα 3-11. Χρησιμοποιήθηκαν

δύο PMOS τρανζίστορ με λόγους S9 = S10 = 0.35/3 και

δύο αντιστάσεις με τιμές R1 = 4KΩ και R2 = 2KΩ.

Εικόνα 3-11 Πηγή ρεύματος Widlar που

χρησιμοποιήθηκε για τη δημιουργία του

ρεύματος πόλωσης




Στην εικόνα 3-12 παρουσιάζεται η διακύμανση του ρεύματος που παρέχει η πηγή Widlar για

θερμοκρασίες από -30°C έως 70°C. Παρατηρείται ότι καθώς μειώνεται η θερμοκρασία το

ρεύμα της πηγής Widlar αυξάνει ενώ καθώς η θερμοκρασία αυξάνει το ρεύμα της πηγής

μειώνεται.

Εικόνα 3-12 Διακύμανση του ρεύματος της πηγής Widlar σε συνάρτηση με τη θερμοκρασία

CC Πυκνωτής αντιστάθμισης

Όπως έχει αναφερθεί προηγούμενα το ηλεκτρικό σήμα που πρέπει να ενισχυθεί έχει

συχνοτικό περιεχόμενο που δεν ξεπερνά τα 40Hz. Έτσι, είναι θεμιτό να μειωθεί το εύρος

ζώνης χωρίς να αυξήσουμε σημαντικά τη χωρητικότητα του πυκνωτή αντιστάθμισης ώστε να

συμβάλουμε στην απόρριψη ανεπιθύμητων σημάτων με υψηλές συχνότητες. Για το σκοπό

αυτό χρησιμοποιήθηκε πυκνωτής αντιστάθμισης 5pF και η συχνότητα f3dB προέκυψε f3dB =

26.3ΚΗz.

Ανακαιφαλαίωση

Στον παρακάτω πίνακα παρουσιάζονται οι ανανεωμένες τιμές για τους λόγους των

τρανζίστορ, για τις τιμές των αντιστάσεων της πηγής Widlar και την τιμή της χωρητικότητας

του πυκνωτή αντιστάθμισης όπως εφαρμόστηκαν στο τελικό κύκλωμα του τελεστικού

ενισχυτή δύο σταδίων και στο κύκλωμα του Instrumentation Amplifier. [16]




W/L W(μm) L(μm)

M1, M2 10/3 10 3

M3, M4 2,5 7,5 3

M5, M8 6 18 3

M6 29,6 88,8 3

M7 100/3 100 3

Μ9, Μ10 0,35/3 0,35 3

R1 4KΩ

R2 2KΩ

CC 5pF

Πίνακας 3-2 Τελικές τιμές των λόγων των τρανζίστορ του τελεστικού ενισχυτή, των αντιστάσεων και του

πυκνωτή αντιστάθμισης




4 Μελέτη για τροφοδοσία του ενισχυτή με συγκομιδή

ενέργειας (Energy Harvesting)

4.1 Εκτίμηση της συνολικής κατανάλωσης του συστήματος καταγραφής

καρδιακού σήματος

Ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης που σχεδιάστηκε σε προηγούμενο κεφάλαιο είχε

κατανάλωση το πολύ 250μW. Στη συνέχεια θα γίνει μια προσπάθεια να εκτιμηθεί η συνολική

κατανάλωση όλου του συστήματος ώστε να διερευνηθεί αν θα μπορούσε να τροφοδοτηθεί με

συγκομιδή ενέργειας (Energy Harvesting).

Όπως αναφέρθηκε στο πρώτο κεφάλαιο τα βασικά μέρη από τα οποία αποτελείται το

σύστημα καταγραφής του καρδιακού σήματος είναι ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης, ένα

ζωνοπερατό ή τουλάχιστον ένα κατωδιαβατό φίλτρο, ένας μετατροπέας από αναλογικό σε

ψηφιακό σήμα, ένας υποτυπώδης επεξεργαστής και ένας πομπός που θα στέλνει το ψηφιακό

σήμα σε άλλη ηλεκτρονική συσκευή (πιθανότατα smartphone). Θα γίνει μια εκτίμηση της

κατανάλωσης των ηλεκτρονικών τμημάτων βάσει off-the-shelf προϊόντων που διάτιθενται

από εταιρίες κατασκευής ολοκληρομένων εξαρτημάτων.

Για το ζωνοδιαβατό φίλτρο χρησιμοποιήθηκε φόρμα σχεδίασης φίλτρων της εταιρίας Analog

Deviecs στην ιστοσελίδα http://www.analog.com/designtools/en/filterwizard/#/type.

Ζητήθηκε ένα ζωνοδιαβατό φίλτρο με περιοχή συχνοτήτων 0.5Hz έως 40Hz . Είναι πολύ

σημαντικό να αποκόπτονται οι DC όροι και οι συχνότητες της τάσης τροφοδοσίας (50-60Ηz).

Η απόκριση συχνότητας φαίνεται στην εικόνα 4-1.

Εικόνα 4-1 Απόκριση συχνότητας ζωνοδιαβατού φίλτρου από την www.analog.com

http://www.analog.com/designtools/en/filterwizard/#/type

http://www.analog.com/




Πρόκειτα για φίλτρο Chebyshev 4ης

τάξης και το σχηματικό του φαίνεται στην εικόνα 4-2.Η

τροφοδοσία του είναι ίδια με αυτήν του Instrumentation Amplifier, δηλαδή VDD = 0.9V και

VSS = -0.9V και η κατανάλωση είναι συνολικά 140μW. Η κατανάλωση αναλυτικά


Εικόνα 4-2 Σχηματικό του ζωνοδιαβατού φίλτρου από την www.analog.com

Εικόνα 4-3 Κατανάλωση του ζωνοδιαβατού φίλτρου από την www.analog.com






Όσον αφορά στον A/D Converter αναζητήθηκε αυτός με την μικρότερη κατανάλωση μιας και

το προς ψηφιοποίηση σήμα δεν έχει υψηλές συχνότητες και δεν χρειάζονται πάνω από 10 bits

για την ανάλυση. Σε αυτήν την περίπτωση προτιμήθηκε η εταιρία Texas Instruments και ο

A/D Converter ADS1018. Ο συγκεκριμένος μετατροπέας προσφέρει ανάλυση 12 bits και

λειτουργεί με τάση από 2V έως 5.5V. Εκτελεί μετατροπές με ρυθμό μέχρι και 3300 δείγματα

το δευτερόλεπτο. Ένας ενισχυτής προγραμματιζόμενου κέρδους είναι ενσωματομένος στον

μετατροπέα ώσω να καθορίζεται το εύρος τάσης εισόδου, ξεκινώντας από ±256mV. Αυτό

είναι ιδιαίτερα βολικό για την περίπτωση του κυκλώματος που σχεδιάζεται καθως το εύρος

τάσης εξόδου του Instrumentation Amplifier είναι ±800mV. Με αυτόν τον τρόπο, ορίζεται ως

εύρος τάσης εισόδου του μετατροπέα τα ±800mV και γίνεται χρήση όλου του εύρους

προσφέροντας την καλύτερη δυνατή ανάλυση για το σήμα.

Το μέγεθός του είναι ιδιαίτερα μικρό (2 mm × 1,5 mm × 0,4 mm), η κατανάλωση ρεύματος

είναι στα 150μΑ σε συνεχή λειτουργία και η συνολική κατανάλωση ισχύος του μετατροπέα

είναι 300μW. Τα χαρακτηριστικά του παρουσιάζονται συγκεντρωμένα στην εικόνα 4-4.

Εικόνα 4-4 Χαρακτηριστικά του μετατροπέα αναλογικού σε ψηφιακό σήμα

http://www.ti.com/product/ads1018




Σε αυτό το σημείο θα σταματήσει ο υπολογισμός της κατανάλωσης του συστήματος. Είναι

αρκετό για την παρούσα εργασία να διερευνηθεί αν είναι δυνατόν να τροφοδοτηθεί ο

Instrumetation Amplifier, το ζωνοδιαβατό φίλτρο και ο A/D Converter μέσω συγκομιδής

ενέργειας. Η ανάγκη σε ηλεκτρική ισχύ της μονάδας αποστολής του σήματος σε smartphone

ξεφεύγει από τα όρια της ισχύος που μπορεί να εξαχθεί μεσω Energy Harversting.

Ανακεφαλαιώνοντας, στον πίνακα 4-1 εμφανίζονται οι καταναλώσεις του ενισχυτή, του

φίλτρου και του μετατροπέα. Η συνολική κατανάλωση των τριών αυτών ηλεκτρονικών

κυκλωμάτων είναι 690μW. Στην επόμενη ενότητα θα εξεταστεί αν θα μπορούσαν να

τροφοδοτηθούν μέσω συγκομιδής ενέργειας.

Κατανάλωση (μW)

Instrumentation Amplifier 250

Ζωνοδιαβατό Φίλτρο 140

A/D Converter 300

Πίνακας 4-1 Κατανάλωση ενέγειας του Instrumentation Amplifier, του ζωνοδιαβατού φίλτρου και του A/D

Converter

4.2 Συγκομιδή Ενέργειας (Energy Harvesting)

Συγκομιδή ενέργειας είναι η διαδικασία κατά την οποία συλλέγεται ενέγεια η οποία

παράγεται από εξωτερικές πηγές (ηλιακή ενέργεια, θερμική ενέργεια, αιολική ενέργεια,

κινητική ενέργεια κτλ. ) και στη συνέχεια αποθηκεύεται ή διανέμεται με κατάλληλο τρόπο σε

ηλεκτρονικές κυρίως συσκευές. Πιο συχνά ο όρος αυτός χρησιμοποιείται για μικρές σε

μέγεθος, ασύρματες αυτόνομες συσκευές όπως αυτές που χρησιμοποιούνται στα wearable

electronics και σε εμφυτεύσιμες στο ανθρώπινο σώμα εφαρμογές. [9]

Στην παρούσα φάση, η τεχνική της συγκομιδής ενέργειας δεν παράγει ισχύ ικανή να παράγει

μηχανικό έργο, παρ’ όλα αυτά, τα μικρά ποσά ισχύος που συλλέγονται είναι ικανά να

τροφοδοτήσουν ηλεκτρονικά κυκλώματα χαμηλής κατανάλωσης. Σε αντίθεση με τις

συνηθισμένες πρακτικές παραγωγής ενέργειας που χρησιμοποιούν καύσιμα τα οποία

κοστίζουν, η συγκομιδή ενέργειας είναι ανεξάντλητη και χωρίς πρακτικό κόστος. Εξάλλου,

είναι δεδομένη και η φιλικότητά της προς το περιβάλλον. [9]




Εξελιγμένες τεχνικές έχουν αυξήσει την αποτελεσματικότητα των συσκευών στη συλλογή

ακόμα και των μικρότερων ποσοτήτων ενέργειας από το περιβάλλον μετατρέποντάς τις σε

ηλεκτρική ενέγεια. Με παρόμοιο σκεπτικό, η εξέλιξη στο σχεδιασμό των ηλεκτρονικών

κυκλωμάτων έχει οδηγήσει σε μικρότερες απαιτήσεις όσον αφορά στην ηλεκρική ισχύ. Η

συγκομιδή ενέργειας από φυσικές πηγές σε μια εφαρμογή εγκατεστημένη σε απομακρυσμένη

περιοχή ή σε ένα εμφυτεύσιμο ηλεκτρονικό σύστημα είναι μία ελκυστική εναλλακτική σε

σύγκριση με κλασική τροφοδοσία από το δίκτυο ή με ακριβές μπαταρίες. Αυτή η πρακτικά

ελεύθερη πηγή ενέργειας, όταν σχεδιάζεται και εφαρμόζεται με σωστό τρόπο, είναι

αξιόπιστη, διαθέσιμη για όλη τη διάρκεια ζωής της συσκευής που τροφοδοτεί και χωρίς την

ανάγκη για συντήρηση. [9]

Υπάρχουν πολλές πηγές από τις οποίες είναι δυνατόν να αντληθεί ενέργεια. Στη συνέχεια θα

αναφερθούν επιγραμματικά αυτές οι οποίες θα μπορούσαν να τοποθετηθούν στο σώμα ή στα

ρούχα του χρήστη ενώ θα αναλυθούν περισσότερο αυτές που θα μπορούσαν να

τροφοδοτήσουν το υπο σχεδίαση σύστημα εξετάζοντας ρεαλιστικά την προσφορά τους σε

ηλεκτρική ισχύ.

Συγκομιδή ενέργειας από τα ηλεκτρομαγνητικά πεδία (RF Energy Harvesting).

Στην συγκεκριμένη περίπτωση, η ενέργεια των ηλεκτρομαγνητικών κυμάτων που

υπάρχουν στο περιβάλλον μετατρέπεται σε ηλεκτρική ενέργεια.

Συγκομιδή ενέργειας από υπέρυθρη ακτινοβολία

Συγκομιδή ενέργειας με χρήση φωτοβολταϊκών

Συγκομιδή ενέργειας με χρήση πιεζοηλεκτρικών στοιχείων. Το πιεζοηλεκτρικό

φαινόμενο είναι η διαδικασία κατά την οποία η μηχανική τάση μετατρέπεται σε

ηλεκρική τάση ή ρεύμα. Η μηχανική τάση μπορεί να προέλθει από ανθρώπινη

κίνηση, από σεισμικές δονήσεις χαμηλής συχνότητας, από ήχους κα.

Συγκομιδή ενέργειας με χρήση του πυροηλεκτρικού φαινομένου. Το

πυροηλεκτρικό φαινόμενο είναι η διαδικασία κατά την οποία η διαφορά

θερμοκρασίας στο πεδίο του χρόνου μετατρέπεται σε ηλεκτρική τάση η ρεύμα. Είναι

ανάλογο του πιεζοηλεκτρικού φαινομένου.

Συγκομιδή ενέργειας με χρήση του θερμοηλεκτρικού φαινομένου. Το

θερμοηλεκτρικό φαινόμενο είναι η διαδικασία κατά την οποία παράγεται ηλεκτρική

τάση λόγως της διαφοράς θερμοκρασίας ανάμεσα σε δύο ανόμοιους αγωγούς.

Συγκομιδή ενέργειας με χρήση σακχάρων του αίματος. Είναι δυνατή η παραγωγή

ενέργειας με καύση των σακχάρων που περιέχονται στο αίμα.

Συγκομιδή ενέργειας με χρήση μεταϋλικών. [9][10]

Όπως έχει ήδη αναφερθεί προηγούμενα η κατανάλωση του συστήματος για τα υποτυπώδη

μέρη του είναι της τάξης των 700μW ενώ όλου του συστήματος υπολογίζεται σε μερικά mW.

Στην εικόν 4.5 φαίνεται η τάξη μεγέθους της ενέργειας που μπορεί να συλλεχθεί από μικρής

επιφάνεις φωτοβολταϊκά, θερμοηλεκτρικά ζεύγη, συσκευές που χρησιμοποιούν το

πιεζοηλεκτρικό φαινόμενο η την ηλεκτρομαγνητική ακτινοβολία του περιβάλλοντος. Η

συγκομιδή ενέργειας μέσω καύσης του σακχάρου του αίματος με χρήση βακτηρίων είναι

ακόμα αρκετά ασταθής για εκμετάλλευσή της σε εμφυτεύσιμες εφαρμογές. [9][10]




Εικόνα 4-5 Πίνακας με τάξεις μεγέθους παραγωγής ενέργειας από διάφορες πηγές

Το σύστημα καταγραφής του καρδιακού παλμού θα εφαρμόζεται ή θα εμφυτεύεται στο

στήθος του ασθενή. Αυτό κάνει αδύνατη τη χρήση συστήματος συγκομιδής ενέργειας το

οποίο θα αντλεί ενέργεια από την κίνηση κάποιου σημείου του σώματος του χρήστη. Επίσης,

όπως βλέπουμε από την εικόνα 4-5 η ηλεκτρομαγνητική τεχνολογία του περιβάλλοντος δεν

προσφέρει ποσά ενέργειας ικανά να τροφοδοτήσουν το υπο σχεδίαση σύστημα.

Από την αλλη, τα φωτοβολταϊκά έχουν παραγωγή 100mW/cm2 όταν εκτίθενται σε εξωτερικό

φως ενώ η παραγωγή μειώνεται σε 100μW/ cm2 όταν εκτίθενται σε εσωτερικό φως. Αυτό

σημαίνει ότι για να λειτουργήσουν τα βασικά μέρη του συστήματος καταγραφής χρειάζονται

τουλάχιστον 7 cm2 για λειτουργία είτε σε εξωτερικό χώρο με άμεση πρόσβαση στο φώς του

ήλιου είτε σε εσωτερικό χώρο με πρόσβαση σε τεχνητό φως. Για να λειτουργήσει ολόκληρο

το σύστημα καταγραφής αυτόματα θα χρειαζόταν μερικές δεκάδες cm2 για να τροφοδοτηθεί

με την απαιτούμενη ενέργεια. Ένα πάνελ 5x5cm παραδείγματος χάριν θα μπορούσε να

παρέχει ισχύ 2,5mW. Το μειονέκτημα των φωτοβολταϊκών οφείλεται στο γεγονός ότι θα

πρέπει να έχουν άμεση πρόσβαση σε φώς. Αυτό σημαίνει ότι πρέπει να εφαρμόζονται πάντα

πάνω από τα ρούχα του χρήστη και ότι δε λειτουργούν σε συνθήκες μηδενικού φωτισμού.

Στην πρώτη περίπτωση, το σύστημα καταγραφής μεγαλώνει σε όγκο ενώ στη δεύτερη

περίπτωση δε λειτουργεί καθόλου. Παρ’ όλα αυτά, η χρήση φωτοβολταϊκών θα μπορούσε να

χρησιμοποιηθεί σε μικρά χρονικά διαστήματα για τη φόρτιση μπαταρίας που θα τροφοδοτεί

το σύστημα. Στην εικόνα 4-6 παρουσιάζεται ενδεικτικά ενα φωτοβολταϊκό πάνελ λεπτού

στρώματος για χρήση σε wearable electronics εφαρμογές. [9][10]




Εικόνα 4-6 Thin film φωτοβολταϊκό για χρήση σε ηλεκτρονικές εφαρμογές μικρής κατανάλωσης

Όσον αφορά στη συγκομιδή ενέργειας μέσω του θερμοηλεκτρικού φαινομένου, τα δεδομένα

φαίνονται κάπως καλύτερα. Μπορεί η παραγόμενη ισχύς να είναι μικρότερη από αυτή των

φωτοβολταϊκών, παρ’ όλα αυτά η εφαρμογή συστήματος συγκομιδής ενέργειας λόγω

διαφοράς θερμοκρασίας ανάμεσα σε δύο επιφάνειες είναι αρκετά ευκολότερη.

Τα πλεονεκτήματα του θερμοηλεκτρικού φαινομένου είναι ότι δεν υπάρχουν κινούμενα μέρη

στο σύστημα συγκομιδής. Επίσης, δεν υπάρχει η αναγκαιότητα για αλλαγή εξαρτημάτων ή

ανανέωση υλικών. Το γεγονός αυτό επιτρέπει τη λειτουργία του συστήματος για πολλά

χρόνια χωρίς ανάγκη για συντήρηση οπότε είναι η ιδανική λύση για εμφυτεύσιμα συστήματα.

Τέλος, είναι δυνατή η λειτουργία των θερμοηλεκτρικών γεννήτριών με αντίστροφες

θερμοκρασιακές διαφορές στις επιφάνειες του θερμοζεύγους.

Το μεγαλύτερο μειονέκτημα των θερμοηλεκτρικών γεννητριών είναι η χαμηλή απόδοσή τους

(προς το παρόν μικρότερη του 10%). Παρ’ όλα αυτά, με τις συνεχείς εξελίξεις στον τομέα

των υλικών αναμένεται οι θερμοηλεκτρικές γεννήτριες να μπορούν να δουλέψουν σε

υψηλότερες θερμοκρασιακές διαφορές άγοντας ηλεκρισμό χωρίς ταυτόχρονα να άγουν

θερμότητα με αποτέλεσμα να αυξηθεί σημαντικά ο συντελεστής απόδοσής τους.

Στις εικόνες 4-7 και 4-8 παρουσιάζονται εφαρμογές ΤΕG εμφυτεύσιμες στο ανθρώπινο

σώμα. Η εφαρμογή τους είναι ιδιαίτερα ασφαλής και αξιόπιστη. [9][10][11]




Εικόνα 4-7 Εφαρμογή ΤΕG σε ανθρώπινο ιστό

Εικόνα 4-8 Χρήση ΤEG σε καρδιακές εφαρμογές

Ενδιαφέρον προκαλεί η εφαρμογή που έχει αναπτύξει η συνεργασία του Holst Centre και της

IMEC. Σχεδίασαν ένα θερμοηλεκτρικό πουκάμισο ικανό να παράγει 1mW ισχύος όταν ο

χρήστης παραμένει ακίνητος σε θερμοκρασία δωματίου 22°C και 2mW όταν περπατάει. Οι

τιμές αυτές διπλασιάζονται σε θερμοκρασία περιβάλλοντος 17°C. Οι διαστάσεις της

θερμοηλεκτρικής γεννήτριας είναι 3cm x 3,5cm x 0.5cm και είναι εντελώς κρυμμένη στο

εσωτερικό του πουκάμισου. Το πουκάμισο μπορεί να πλυθεί και σιδερωθεί κανονικά. Αυτά

τα χαρακτηριστικά προσφέρουν άνεση στη χρήση και για το λόγο αυτό η συγκεκριμένη

εφαρμογή αποτελεί μια πολύ καλή λύση για τροφοδότηση ηλεκτρονικού κυκλώματος μεσω

energy harvesting. Το πουκάμισο παρουσιάζεται στην εικόνα 4-9. [12]




Εικόνα 4-9 Πουκάμισο με ενσωματωμένη θερμοηλεκτρική γεννήτρια των Holst Centre και IMEC

Όπως φαίνεται από τη σύντομη ανάλυση που έγινε, το σημαντικότερο πρόβλημα με την ιδέα

της τροφοδότησης του συστήματος καταγραφής του καρδιακού παλμού μέσω συστήματος

συγκομιδής ενέργειας είναι η μικρή παραγόμενη ισχύς που προκύπτει από ένα τέτοιο

σύστημα. Δευτερευόντως, σε περίπτωση που το σύστημα καταγραφής δεν είναι εμφυτευμένο

αλλά εφαρμοσμένο στο δέρμα πάνω από το στήθος του ασθενή, το αναγκαίο σύστημα

συγκομιδής ενέργειας είναι μεγάλο σε όγκο και άβολο για μόνιμη χρήση. Παρ’ όλα αυτά, οι

συνεχείς εξελίξεις στον τομέα των ολοκληρωμένων οδηγούν σε ολοένα και μικρότερα

ολοκληρωμένα ηλεκτρονικά κυκλώματα με μειωμένες απαιτήσεις σε ηλεκτρική ισχύ. Σε

συνδιασμό με τη συνεχή έρευνα στον τομέα της συγκομιδής ενέργειας μέσω

θερμοηλεκτρικών γεννητριών που οδηγούν σε μικρότερες εφαρμογές με αυξημένη απόδοση

το μέλλον διαφαίνεται πολλά υποσχόμενο. [12]

Για το συγκεκριμένο σύστημα που σχεδιάστηκε στην παρούσα εργασία είναι φανερό ότι η

κατανάλωση ισχύος που απαιτεί είναι μεν μικρή, φαίνεται όμως απαγορευτική προς το παρός

για τροφοδότησή της μέσω Energy Harvesting. Άμεσα εφαρμόσιμη είναι η χρήση της

συγκομιδής ενέργειας για φόρτιση μπαταρίας ώστε ένα μέρος του συστήματος να

τροφοδοτείται από αυτήν. Είναι δεδομένο ότι τα επόμενα χρόνια θα δοθούν περισσότερες

λύσεις στον τομέα της συγκομιδής ενέργειας για τροφοδότηση ηλεκτονικών κυκλωμάτων με

χαμηλές απαιτήσεις σε ηλεκτρική ισχύ.




5 Περαιτέρω Μελέτη

Στα πλαίσια της διπλωματικής μελετήθηκε η σχεδίαση ενός ενισχυτή οργάνων μέτρησης.

Υπάρχουν περιθώρια για μετέπειτα εξέλιξη της εργασίας και περαιτέρω μελέτη και βελτίωση

των χαρακτηριστικών του συγκεκριμένου ενισχυτή.

Αρχικά, θα πρέπει να μελετηθεί η λειτουργία του ενισχυτή σε ακραίες συνθήκες

θερμοκρασίας. Πρέπει να εξεταστεί λοιπόν η συμπεριφορά του ενισχυτή στους 0°C και στους

70°C ώστε να διερευνηθεί αν ο ενισχυτής οργάνων μέτρησης ανταποκρίνεται στις

προδιαγραφές για τη λειτουργία του ενισχυτή στη συγκεκριμένη εφαρμογή.

Μια κατεύθυνση που πρέπει να διερευνηθεί περισσότερο είναι η μείωση της κατανάλωσης

ισχύος από τον ενισχυτή. Από τη στιγμή που θα χρησιμοποιηθεί σε ασύρματο σύστημα

καταγραφής του καρδιακού παλμού η κατανάλωση πρέπει να μειωθεί στο ελάχιστο. Βέβαια,

με τη μείωση του ρεύματος αυξάνει δραματικά ο θόρυβος που εισάγει το ίδιο το κύκλωμα

του ενισχυτή. Επίσης, το ρεύμα πόλωσης του ενισχυτή έχει σχέση ευθέως ανάλογη με το

κέρδος ανοιχτού βρόχου του τελεστικού ενισχυτή. Θα είχε ιδιαίτερο ενδιαφέρον να μελετηθεί

η λειτουργία των τρανζίστορ του ενισχυτή στην περιοχή αποκοπής.

Ως γνωστόν, οι αντιστάσεις που χρησιμοποιήθηκαν έχουν συγκεκριμένη ανοχή. Ιδιαίτερα οι

αντιστάσεις HR Poly της τεχνολογίας UMC 0.18um έχουν μεν χαμηλές ανοχές αλλά ειδικά

για έναν ενισχυτή οργάνων μέτρησης οι ανοχές των αντιστάσεων πρέπει να είναι ιδιαίτερα

χαμηλές. Το γεγονός επίσης ότι κατά την κατασκευή του ολοκληρωμένου εισάγονται

μεταβολές στις παραμέτρους των τρανζίστορ και των πυκνωτών δημιουργεί την ανάγκη για

ανάλυση του κυκλώματος στις ακραίες περιπτώσεις. Μια τέτοια ανάλυση της συμπεριφοράς

του ενισχυτή είναι δυνατή με προσομοίωση Monte Carlo.

Τέλος, αξίζει να παρακολουθείται η εξέλιξη στον τομέα της συγκομιδής ενέργειας. Είναι ένας

πολλά υποσχόμενος τομέας με πολλές εφαρμογές σε κυκλώματα χαμηλής κατανάλωσης. Με

γνώμονα την οικονομία στην κατανάλωση και τη στροφή στις ανανεώσιμες πηγές ενέργειας

η ενασχόληση με το πεδίο της συγκομιδής ενέργειας από τέτοιες πηγές είναι καθήκον του

μέλλοντα μηχανικού.




6 Βιβλιογραφία

[1] Akshay Goel, Gurmohan Singh. A Novel Low Noise High Gain CMOS

Instrumentation Amplifier for Biomedical Applications. International Journal of

Electrical and Computer Engineering (IJECE), Vol. 3, No. 4, August 2013, pp.

516~523, ISSN: 2088-8708

[2] Maryam Shojaei Baghini, Sudip Nag, Rakesh K. Lal and Dinesh K. Sharma. An

Ultra-Low-Power Current-Mode integrated CMOS Instrumentation Amplifier for

personal ECG Recorders. Journal of Circuits, Systems and Computers, Vol. 17, No. 6

(2008) 1053-1067

[3] http://en.wikipedia.org/wiki/Operational_amplifier

[4] Min Gao, Qian Zhang, and Lionel Ni, Yunhuai Liu, Xiaoxi Tang. CardioSentinal: A

24-hour Heart Care and Monitoring System. Journal of Computing Science and

Engineering, Vol. 6, No. 1, March 2012, pp. 67-78

[5] http://en.wikipedia.org/wiki/Holter_monitor

[6] http://en.wikipedia.org/wiki/Electrocardiography

[7] Nagel, J. H., “Biopotential Amplifiers”, The Biomedical Engineering Handbook:

Second Edition. Ed. Joseph D. Bronzino, Boca Raton: CRC Press LLC, 2000

[8] Dr. Neil Townsend, Medical Electronics ECG Instrumentation, Michaelmas term

2001

[9] Alok Jain, 2Mrs. Suman Bhullar. Emerging Dimensions in the Energy Harvesting.

IOSR Journal of Electrical and Electronics Engineering (IOSR-JEEE) ISSN: 2278-

1676 Volume 3, Issue 1 (Nov. - Dec. 2012), PP 70-80

[10] http://en.wikipedia.org/wiki/Energy_harvesting

[11] ΠΑΠΑΧΡΗΣΤΟΥ ΑΛΕΞΑΝΔΡΟΣ, ΣΥΓΚΟΜΙΔΗ ΘΕΡΜΟΗΛΕΚΤΡΙΚΗΣ

ΕΝΕΡΓΕΙΑΣ ΣΕ ΑΓΡΟΤΙΚΟ ΠΕΡΙΒΑΛΛΟΝ, ΘΕΣΣΑΛΟΝΙΚΗ 2012

[12] http://www.energyharvestingjournal.com/articles/shirt-to-power-low-energy-

wearable-electronics-00003911.asp

[13] Sedra/Smith. Μικροηλεκτρονικά Κυκλώματα, Microelectronic circuits, Fifth

Edition. Αθήνα 2011

[14] http://www.analog.com/static/imported-

files/design_handbooks/5812756674312778737Complete_In_Amp.pdf

[15] http://icnoise.blogspot.gr/2006/12/input-referred-noise.html

[16] https://www.youtube.com/channel/UCEXcqylc45jam5xa6vvEG7A

http://en.wikipedia.org/wiki/Operational_amplifier

http://en.wikipedia.org/wiki/Holter_monitor

http://en.wikipedia.org/wiki/Electrocardiography

http://en.wikipedia.org/wiki/Energy_harvesting

http://www.energyharvestingjournal.com/articles/shirt-to-power-low-energy-wearable-electronics-00003911.asp

http://www.energyharvestingjournal.com/articles/shirt-to-power-low-energy-wearable-electronics-00003911.asp

http://www.analog.com/static/imported-files/design_handbooks/5812756674312778737Complete_In_Amp.pdf

http://www.analog.com/static/imported-files/design_handbooks/5812756674312778737Complete_In_Amp.pdf

http://icnoise.blogspot.gr/2006/12/input-referred-noise.html

https://www.youtube.com/channel/UCEXcqylc45jam5xa6vvEG7A

Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού...

Documents

Transcript of Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού...