Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού σήματος σε φορητό ηλεκτροκαρδιογράφο

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 ΠΗΓΕΣ68
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
παρουσιάζεται στην εικόνα 1-8.
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 =
𝐴 𝐷
𝐴 𝐶𝑀
[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(
𝐴 𝐷
𝐴 𝐶𝑀
) [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
4𝐾 𝑟
] [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
𝐾 𝑟
] [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 – 1012
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 =
𝑑𝑣 𝑜
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

Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού σήματος σε φορητό ηλεκτροκαρδιογράφο

Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού σήματος σε φορητό ηλεκτροκαρδιογράφο

Recommended

Recommended

More Related Content

Viewers also liked

Viewers also liked (10)

Similar to Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού σήματος σε φορητό ηλεκτροκαρδιογράφο

Similar to Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού σήματος σε φορητό ηλεκτροκαρδιογράφο (20)

Σχεδίαση Instrumentation Amplifier για ενίσχυση ηλεκτρικού σήματος σε φορητό ηλεκτροκαρδιογράφο