Amplificadores diferenciales y de instrumentación

TEMA 9 AMPLIFICADORES DIFERENCIALES Y DE INSTRUMENTACION rev 2.
TEMA 9
AMPLIFICADORES DIFERENCIALES Y DE INSTRUMENTACIÓN.
9-1 OBJETIVOS.
9-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
9-3 AMPLIFICADORES DIFERENCIALES.
9-4 AMPLIFICADORES DE INSTRUMENTACIÓN.
Medidor de pH con IA.
Amplificador de señal de puente de Wheatstone.
Anemómetro de alambre caliente.
Lazo de corriente 4 a 20 mA.
Báscula electrónica.
Circuito de protección de entrada.
9-5 CIRCUITOS DE PROCESAMIENTO DE SEÑAL.
Integrador.
Derivador.
Amplificadores Logarítmicos y Antilogarítmicos.
9-6 RESUMEN DE AMPLIFICADORES BIOELÉCTRICOS.
9-7 CUESTIONARIO.
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TEMA 9
AMPLIFICADORES DIFERENCIALES Y DE INSTRUMENTACIÓN.
9-1 OBJETIVOS.
1. Ser capaz de establecer la forma de operar de un amplificador diferencial.
2. Indicar características de la aplicación de amplificadores diferenciales.
3. Ser capaz de dibujar la configuración de un amplificador de instrumentación y sus
ventajas contra el amplificador diferencial.
4. Ser capaz de mostrar algunas de las aplicaciones de los amplificadores de
instrumentación en equipos biomédicos.
5. Ser capaz de describir las principales configuraciones de los amplificadores
operacionales como dispositivos de procesamiento de señal.
9-2 PREGUNTAS DE AUTOEVALUACIÓN.
Estas preguntas prueban su conocimiento previo del material en este capítulo.
Busque las respuestas a medida que lea el texto.
1.- Muestre la configuración de un amplificador operacional como amplificador
diferencial y presente su ecuación de transferencia.
2. ¿Que características debe tener la fuente de señal para la aplicación de un
amplificador diferencial?
3. ¿Para qué tipo de aplicaciones es apropiado el uso de los amplificadores de
instrumentación?
4.- Muestre la configuración de un amplificador de instrumentación y presente su
ecuación de transferencia.
5.- ¿Por qué el amplificador de instrumentación es ampliamente utilizado en
aplicaciones biomédicas?
6.- Muestre la configuración de un amplificador operacional como integrador y
presente su ecuación de transferencia.
7.- ¿En que casos es apropiado utilizar el amplificador operacional como amplificador
logarítmico?
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9-3 AMPLIFICADORES DIFERENCIALES.
Un amplificador diferencial produce una salida que es proporcional a la
diferencia entre el voltaje aplicado a las dos terminales de entrada. Como un
amplificador operacional, tiene un par de entradas diferenciales, por lo que éste
puede ser conectarse fácilmente para usarse como amplificador diferencial.
En la forma más elemental de amplificador diferencial de CD (Figura 9-1) solo
se requiere un solo IC. En este circuito en particular, la ganancia de voltaje para las
señales diferenciales, si se mantiene la razón R2/R1=R4/R3, es la misma que
para los inversores (Av = R2/R1). Para asegurar la igualdad, es una práctica
estándar hacer que R1=R3 y R2=R4, así la ganancia en la trayectoria 1 es igual a la
ganancia en la trayectoria 2.
Figura 9-1 Amplificador diferencial básico.
La figura 9-2 muestra el circuito detallado del amplificador de entrada
diferencial, en la cual se muestra el circuito externo y algunos componentes internos
que realmente están en un op-amp. Todos los op-amp presentan corrientes de
polarización positiva y negativa, así como corriente de salida a la carga, resistencia
y capacitancia de modo común y de modo diferencial, así como resistencia de salida
R0. La referencia de tierra o común sigue estando en el punto de unión de las dos
fuentes de alimentación.
Examinando la figura 9-2, encontramos que el amplificador diferencial es una
combinación de la configuración del op-amp inversor y no inversor. Una vez más, los
componentes externos interactúan entre si y con los del amplificador operacional
para producir errores de ganancia.
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Por ejemplo, debido a la resistencia de entrada a la entrada inversora de 10
KΩ, la resistencia interna de la fuente, Rs, causa un error de ganancia de 0.5% de la
ideal -1V/V. Debido a esto, los circuitos con amplificadores diferenciales que
presentan un baja resistencia de entrada requieren que la resistencia interna de la
fuente de señal sea muy baja para lograr buena precisión en ganancia.
Figura 9-2. Amplificador diferencial real.
Un buen punto en la entrada no inversora es que, debido a la alta impedancia
de entrada al amplificador (Rcm> 1000 mΩ) no se produce un error en la relación del
divisor formado por R3 y R4; sin embargo Ccm, generalmente menor a 5 pF, puede
producir errores de ganancia a altas frecuencias. Esta descripción del circuito con
amplificador operacional en detalle concluye en que como la ganancia del circuito
depende fundamentalmente de las resistencias externas, tales como R1, R2, R3, R4 y
Rs, podemos esperar siempre ciertos errores en CD y CA, lo cual nos ayuda a
entender como funcionan en la realidad y las precauciones que debemos tomar.
La figura 9-3 muestra un amplificador diferencial, disponible comercialmente,
en un solo chip. Tiene resistencias de film hechas de nicromo (Níquel-Cromo).
Estas resistencias han sido fabricadas para obtener una alta precisión cortando el
film con un rayo láser. A mayor sección de corte por la máquina automática
cortadora de láser, mayor la resistencia (debido a que hay menos material
conductivo).
En estos componentes, el error de ganancia es de 0.005% y el rechazo al
modo común (CMR) es de 100 dB. Esto significa que las ganancias de las
trayectorias inversora y no inversora son casi exactamente iguales. También el
corrimiento (drift) por temperatura de ganancia y CMR es muy bajo
(aproximadamente cinco partes por millón por °C, 5 PPM/°C) y esto es debido a
cambios mínimos en las resistencias debido a la temperatura. Esto es mucho
mejor que lo que podemos lograr utilizando resistencias externas, pues como
las resistencias están muy cercanas dentro del chip, tienden a comportarse en
forma muy parecida, manteniendo sus relaciones constantes.
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Figura 9-3 Amplificador diferencial de precisión de ganancia unitaria en un solo chip.
Los amplificadores diferenciales son especialmente útiles porque presentan
buen rechazo a voltajes de modo común en tanto que amplifican las señales
diferenciales de interés. Por ejemplo, suponga que se tiene un ruido igual de 60 Hz
en ambas entradas y que una entrada tiene 5 VCD y la otra 2 VCD, el circuito de la
Figura 9-3 quita el ruido y amplifica la señal diferencial de 3 VCD.
Recuerde que el CMR de los amplificadores diferenciales reales es muy
alto debido a que las resistencias internas en el chip han sido fabricadas en
grupo para hacer que las ganancias de las trayectorias inversora y no
inversora sean casi exactamente iguales.
Así, la salida del amplificador
diferencial de ganancia unitaria es una señal de 3 VCD en la cual la interferencia de
60 Hz está muy atenuada. La amplificación diferencial atenúa y casi quita el ruido de
60 Hz debido a que esta interferencia se presenta como un voltaje de modo común.
El amplificador solo sustrae el mismo voltaje de ruido para lograr casi cero salida por
esta causa, en tanto que amplifica la diferencia de las señales diferentes en sus
entradas. Que tanto se atenuará el ruido a la salida dependerá de que tan alto sea
el CMR del amplificador diferencial.
Los circuitos mostrados en las Figuras 9-1 a 9-3 presentan las mismas
limitaciones en impedancia de entrada que el amplificador inversor, esto debido a
que la impedancia es limitada por R1 y R3. Si se requiriera una alta ganancia,
entonces se tendría una alta relación R2/R1, aún cuando algunas consideraciones
prácticas limitarían los valores máximos y mínimos de estas resistencias.
Los amplificadores diferenciales comunes se utilizan en circuitos donde
la impedancia de la fuente es baja. Los transductores de galgas extensiométricas,
por ejemplo, típicamente tienen elementos con resistencias menores a 1 kΩ.
Puentes de Wheatstone con galgas extensiométricas con este valor de resistencia,
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tienen una resistencia aproximadamente igual a la resistencia de cada elemento en
sus brazos (asumiendo que todos los brazos son iguales). Si la resistencia
equivalente del puente es tan alta como 1 kΩ, entonces el mínimo valor para R1 y R3
en el amplificador diferencial deberá ser 10 veces mayor o 10 kΩ. La mayoría de
los amplificadores operacionales en IC de bajo costo no deberán utilizar
resistencias en retroalimentación mayores a 1 MΩ. Estas limitaciones de los
amplificadores operacionales reales (a diferencia de los ideales) limitan la ganancia
práctica de un amplificador diferencial (Figura 9-1) a 106/104 ó 100.
El circuito de la Figura 9-1 puede ser usado en transductores de galgas
extensiométricas en puentes de Wheatstone y otras fuentes de señal de baja
resistencia interna, en ganancias de hasta 100. Si se requirieran ganancias más
altas, entonces se deberá utilizar un amplificador de calidad superior (Premium) que
permita resistencias en retroalimentación mayores a 106 Ω o etapas posteriores de
amplificación. Una solución alternativa, que provee una impedancia de entrada
mucho más alta, es el amplificador de instrumentación (IA) que se describirá a
continuación.
9-4 AMPLIFICADORES DE INSTRUMENTACIÓN.
El amplificador de instrumentación representa la solución para los
problemas de alta ganancia y alta impedancia de entrada, el cual se muestra en
la Figura 9-4. Este circuito utiliza 3 amplificadores operacionales: A1 a A3. Los dos
amplificadores de entrada, A1 y A2, están conectados en configuración no inversor en
tanto que tercer amplificador esta conectado como el amplificador diferencial
mostrado en la Figura 9-1. Inicialmente simplifiquemos el análisis de este circuito
haciendo la ganancia A3 igual a uno (R4 = R5 = R6 = R7).
Figura 9-4 Amplificador de Instrumentación (IA).
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Asuma que el voltaje E1 es aplicado a la entrada no inversora del amplificador
A1 y que E2 se aplica a la terminal no inversora del amplificador A2. Considere que
E3 y E4 son los voltajes de salida de A2 y A1 respectivamente. Los voltajes E1 y E2 se
presentarán en las entradas inversoras de A1 y A2, respectivamente (debido a la
propiedad 6).
Hay dos fuentes que contribuyen a los voltajes E3 y E4, en el caso de E3:
⎛R
⎞
⎛R ⎞
E 3 = E 2 ⎜ 3 +1⎟ - E1 ⎜ 3 ⎟
⎝ R1 ⎠
⎝ R1 ⎠
(9-1)
y para el caso de E4:
⎛R
⎞
⎛R ⎞
E 4 = E1 ⎜ 2 +1⎟ - E 2 ⎜ 2 ⎟
⎝ R1 ⎠
⎝ R1 ⎠
(9-2)
Si hacemos R2 = R3 (no esencial, pero simplifica el análisis) y combinamos
las ecuaciones 9-1 y 9-2, entonces podemos decir que:
⎛R
⎞
⎛R ⎞
⎛R
R ⎞
(E 3 -E 4 ) = (E 2 -E1 ) ⎜ 2 +1⎟ + (E 2 -E1 ) ⎜ 2 ⎟ = (E 2 -E1 ) ⎜ 2 + 1 + 2 ⎟
R1 ⎠
⎝ R1 ⎠
⎝ R1 ⎠
⎝ R1
⎛ 2R
⎞
(E 3 -E 4 ) = (E 2 -E1 ) ⎜ 2 + 1⎟
⎝ R1
⎠
Av =
Así:
2R 2
+1
R1
(9-3)
(9-4)
La Ecuación 9-4 muestra la ganancia de voltaje de la sección de A1/A2 y
cuando la ganancia de A3 no es uno, debemos incluir un término que considere esta
ganancia adicional. Así, la ganancia de un IA como el mostrado en la figura 9-4 esta
dada por la función de transferencia:
Av =
⎛ 2R
⎞ ⎛R ⎞
E out
= ⎜ 2 + 1⎟ ⎜ 5 ⎟
E in
⎝ R1
⎠ ⎝ R4 ⎠
(9-5)
Ejemplo 9-4 ______________________________________
Determine la ganancia de un amplificador de instrumentación (IA en la Figura
9-4) si se utilizan los siguientes valores de resistencias: R2=10 kΩ, R1 = 500 Ω, R4 =
10 kΩ y R5 = 100 KΩ.
Solución
⎛ 2R
⎞ ⎛R ⎞
A v = ⎜ 2 + 1⎟ ⎜ 5 ⎟
⎝ R1
⎠ ⎝ R4 ⎠
(9-5)
⎛ 2 x 10 kΩ
⎞ ⎛ 100 kΩ ⎞
Av = ⎜
+ 1⎟ x ⎜
⎟ = (40+1) x (10)= 410
⎝ 0.5 kΩ
⎠ ⎝ 10 kΩ ⎠
_____________________________________________________
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En la práctica ordinaria se hacen las siguientes igualaciones: R2=R3, R4=R6 y
R5=R7. Una pequeña diferencia entre R2 y R3 tiene poco efecto en el CMR pero
resulta en un error de la ganancia diferencial.
Los amplificadores de instrumentación (IA) se aplican extensamente en
aplicaciones biomédicas debido a los siguientes factores: Su capacidad de lograr
altas ganancias con valores de resistencias bajos, impedancia de entrada
extremadamente alta y un muy alto rechazo a señales de modo común.
Variaciones pequeñas en los valores de las resistencias de A3 pueden degradar el
CMR, por lo que muchos diseñadores utilizan un potenciómetro para R7. Así, el
potenciómetro es ajustado para obtener mínima salida cuando se aplica una señal
de modo común alta.
La forma física de un amplificador de instrumentación (IA) puede ser con
amplificadores operacionales discretos, como en la Figura 9-4, en la cual se usan 3
amplificadores operacionales IC interconectados externamente formando el IA. Un
IA también puede tomar la forma de un módulo de funciones híbrido, en forma de un
circuito integrado donde los amplificadores operacionales y las resistencias están
instalados en un substrato delgado de cerámica y luego cubiertos de resina epóxica.
La tercera forma es un amplificador de instrumentación monolítico en forma de
circuito integrado. En las versiones híbrida y monolítica frecuentemente hay 2
terminales externas para ajuste de ganancia, estas terminales hacia el exterior sirven
para conectar una R1 externa (Figura 9-4) y la ecuación de ganancia es usualmente
una constante dividida por el valor de R1 (R1 es conectada externamente a través de
esas terminales).
Se pueden diseñar modernos IA a la medida que cumplan con los
requerimientos específicos de aplicaciones biomédicas. El circuito de la Figura 9-5
muestra como componentes disponibles comercialmente son utilizados para
construir IA con características específicas de entrada-salida.
Note que la etapa de salida es una unidad monolítica de amplificador
diferencial de ganancia unitaria. Se pueden obtener diferentes características en un
IA utilizando diferentes tipos de amplificadores operacionales en la etapa de entrada.
Por ejemplo, con amplificadores operacionales bipolares de bajo ruido puede
obtenerse una muy baja generación de ruido de 4nV/√Hz, con una corriente de
polarización de 40 nA. Si se requiriera una corriente de polarización menor, pudiera
utilizarse op-amps con entrada FET, aun cuando en este caso el voltaje de ruido
crecerá 2.5 veces a 10 nV/√Hz porque los op-amps con entrada FET, aun cuando
tiene la ventaja de una corriente de polarización menor, presentan en forma
inherente más ruido que los que tienen transistores bipolares. Si se requiriera
una corriente de polarización extremadamente baja, digamos 75 fA (70 x 10-15 A) las
entradas de los op-amp tendrán que ser del tipo electrómetro, aún cuando en este
caso el ruido crecerá casi 4 veces a 38 nV/√Hz. Haciendo la selección adecuada se
puede construir el IA que cumpla con las necesidades biomédicas específicas.
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Figura 9-5 Amplificador de Instrumentación construido con 3 amplificadores
operacionales de precisión con entradas NPN y FET.
Tal como los amplificadores diferenciales, los IA rechazan (atenúan) los
voltajes de modo común a sus entradas en tanto que amplifican señales diferenciales
de voltaje.
Para asegurar que se entienda la especificación de ruido, realicemos una
breve revisión de cómo utilizar la especificación de nanovolts por la raíz cuadrada
de Hertz. La razón de utilizar esta extraña unidad es que permite al diseñador
calcular el ruido en un cierto ancho de banda. Si el ruido fuera dado en, digamos,
nVrms en un ancho de banda de 1 kHz, sería difícil encontrar el ruido en, digamos, un
ancho de banda de 100 Hz. Como ejemplo, considere una densidad de ruido de 38
nVrms/√Hz a 1 kHz; el ruido total se obtendría multiplicando 38 nVrms/√Hz por la raíz
cuadrada del ancho de banda, que en este caso es 1,000 Hz. La respuesta es 1.2
µVrms (38 nV/√Hz x 32√Hz), así el ruido total es un poco mayor de 1 µVrms de,
digamos, 10 Hz a 1kHz. Por otra parte, como el ruido esta formado de muchas
frecuencias de señales senoidales no correlacionadas, el valor de pico a pico es
estadísticamente seis veces mayor que el valor rms, así, el valor de pico a pico
esperado sería aproximadamente de 7.2 µV. En equipo biomédico, tales como los
equipos de ECG, el ruido de pico a pico es utilizado para calcular el rango dinámico.
En equipos de video y audio frecuentemente se utiliza el ruido rms.
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La Figura 9-6 muestra un IA monolítico comercialmente disponible en el cual
tanto los 3 amplificadores operacionales como las resistencias están dentro de un
chip semiconductor. Este componente particular también tiene diodos internos de
protección contra sobrevoltajes y utiliza solo una resistencia externa para el ajuste de
ganancia. Es frecuente encontrar este tipo de circuitos en equipos biomédicos
modernos compactos.
Figura 9-6 IA de 3 op-amp monolítico.
De hecho, como se presentará posteriormente, muchos sistemas biomédicos
están siendo diseñados actualmente en un solo chip, esto es, todos los circuitos
están contenidos en un solo circuito integrado de alta densidad. El nombre con que
son conocidos estos circuitos es “circuito integrado de aplicaciones específicas” ó por
sus siglas en ingles, ASIC.
Los fabricantes de ASIC hacen disponibles las herramientas de diseño
estándar para el diseño de circuitos de funciones, lo cual trae grandes ventajas, un
ingeniero experimentado en diseño de circuitos impresos puede ahora poner junto un
sistema completo o un subsistema en un chip, aún cuando no sea un experto en
tecnología de semiconductores monolíticos.
Tal como se han presentado
amplificadores bioeléctricos comercialmente disponibles, hay tecnología disponible
para el diseño y fabricación de ASIC.
Así, no solo los circuitos son más pequeños, su empaque también se ha
reducido. Los circuitos integrados SOIC (small-outline IC) y LCC (leadless chip
carrier) ya son dominantes, se montan en la superficie de un circuito impreso (PCB)
en lugar de en circuitos impresos con perforaciones. Con esto es fácil comprender
como estas nuevas técnicas de construcción ahorran costos y espacio al colocar
docenas de SOIC montados en ambos lados de un circuito impreso (PCB).
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No importa que tan sofisticado sea un IA, operara de acuerdo a los mismos
principios básicos. En este tema se mostró como los op-amps reales requieren una
corriente de polarización (bias) y que esta corriente debe fluir desde algún lugar
hacia el circuito para que funcione apropiadamente.
La Figura 9-7 indica que siempre se debe proveer un camino de retorno para
la corriente de polarización.
Figura 9-7 Proveer una
trayectoria a la corriente de
polarización (bias).
Esto es, ya sea a través
de
una
resistencia
o
directamente, siempre se
tendrá una conexión a tierra o
común cuando se utilicen
fuentes flotantes tales como
un micrófono, un termopar, un
transformador o el cuerpo
humano.
Si se desconecta este
retorno,
la
salida
del
amplificador
flotará
lentamente
hacia
sus
niveles
de
saturación
positiva
o
negativa
cercanos a los de las
fuentes de alimentación.
La salida saturada ya no
responderá
más
a
los
cambios en la señal de
entrada. Si se observa esta
condición
en
algún
instrumento,
se
deberá
revisar el camino de retorno
de
la
corriente
de
polarización.
A
continuación
mostraremos
algunas
aplicaciones del IA en equipo
biomédico.
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Medidor de pH con IA.
En antiguos medidores de PH se utilizaban electrómetros o amplificadores
operacionales femptoamp. Las etapas de op-amp de entrada de un IA
comercialmente disponible están conectadas a los electrodos de alta impedancia de
referencia y de muestra, el pH se mide automáticamente cuando las soluciones
fluyen a través de estos electrodos de diseño especial.
Estos circuitos generalmente están aislados de tierra para evitar inducción de
ruido. Este circuito es de uso común en laboratorios y hospitales, pues el pH es una
de las mediciones hechas para el análisis de fluidos del cuerpo.
Figura 9-8 Amplificador de instrumentación para medición de pH.
Amplificador de señal de puente de Wheatstone.
Los amplificadores de instrumentación también son utilizados para amplificar
voltaje diferenciales provenientes de puentes de Wheatstone, como lo muestra la
Figura 9-9. Como la resistencia de la fuente es relativamente baja (300 Ω) un
diseñador generalmente utilizaría un IA de entrada bipolar con moderada corriente
de polarización (bias) de aproximadamente 20 nA, pero en este caso se utilizó un IA
monolítico con entrada FET, ¿Cuál podría ser la ventaja?
Esto es debido a que se aplica un filtro pasivo con resistencias relativamente
altas, de 75 kΩ y un capacitor pequeño de 1 µF, con lo que logramos un buen filtrado
pasivo sin cargar mucho la fuente de señal. Por otra parte, se mantienen bajo el
error de corrimiento (offset)=Ipolarización x Rfuente, debido a que la corriente de
polarización es muy baja, alrededor de 50 pA y el error en CD es de solamente 3.75
µV (50 pA x 75 kΩ).
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Frecuentemente estos chips ya presentan una cierta ganancia cuando 2 de
sus conexiones externas se unen, en este caso, una ganancia de 500 V/V. Este
ejemplo muestra como modernos componentes hacen posible que los instrumentos
biomédicos sean más pequeños y confiables.
Figura 9-9 Amplificador de señales de puente con filtro pasa bajas de 1 Hz.
Los amplificadores de instrumentación generalmente amplifican señales de
bajo nivel (en el orden de décimas de milivolt) desafortunadamente el ruido puede
arruinar la medición. Las Figuras 9-10 y 9-11 muestran dos consideraciones
importantes relacionadas con el ruido.
Primeramente, en la Figura 9-10, se presenta el efecto en CMR. La mayoría
de los IA disponibles comercialmente hacen un buen trabajo rechazando ruido de
baja frecuencia, digamos 50 o 60 Hz; sin embargo, cuando la señal de ruido es de
alta frecuencia el rechazo (CMR) puede ser malo.
La Figura 9-10 presenta una gráfica de especificaciones típica, donde se
muestra un rechazo de 120 dB a 60 Hz cuando la ganancia del amplificador es de
500, en tanto que el rechazo es ligeramente menor a 80 dB cuando la interferencia
es de 100 kHz. Así, este componente particular es útil en el rechazo de altas
frecuencias (como las producidas por las fuentes de poder switching).
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Figura 9-10 Efecto de la frecuencia
en el rechazo al modo común (CMR)
Figura 9-11 Diseño del circuito impreso
para el INA 110.
Pero ¿Por qué la interferencia de alta frecuencia distorsiona mediciones de
baja frecuencia? La respuesta está en el corrimiento (offset) producido por la
carga en filtros y capacitancias parásitas debido a la rectificación a través de
las uniones semiconductoras dentro del amplificador de instrumentación. Así,
es importante la atenuación de altas frecuencias fuera del ancho de banda de
interés para mantener estabilidad en la línea base.
La segunda consideración importante para IA es el diseño del circuito
impreso, pues el ambiente eléctrico externo puede degradar el comportamiento del
circuito. La Figura 9-11 muestra que un buen aterrizado mantendrá el ruido en un
nivel bajo. También es importante reducir capacitancias parásitas y la igualación de
los filtros R-C externos en las 2 entradas, alguna diferencia entre ellos degradará el
CMR.
Por otra parte, cuando se utiliza un IA a altas frecuencias, se debe
separar la salida de la entrada, note que Vout esta localizado en un extremo de
la PCB, en tanto que Vin está en el otro extremo, esto previene
retroalimentación positiva que pudiera producir oscilaciones. Así, en el diseño
del circuito impreso se deben seguir prácticas apropiadas de diseño y construcción
para lograr un óptimo comportamiento en los amplificadores bioelectrónicos.
Examinemos unos pocos ejemplos más de aplicaciones biomédicas para terminar el
tema de amplificadores de instrumentación.
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Anemómetro de alambre caliente.
La Figura 9-12 muestra un anemómetro de alambre caliente (hotwire
anemometer), el cual es usado en ambientes médicos, industriales y científicos para
indicar el flujo de gases y líquidos.
Este circuito es frecuentemente utilizado en ventiladores de respiración para
medir los parámetros de respiración del paciente, lo cual permite al equipo proveer
la cantidad correcta de asistencia o apoyo. El circuito anemómetro de la Figura 9-12
utiliza 2 IA, un amplificador operacional y dos referencias de voltaje. La primer
parte del circuito utiliza un transductor de temperatura basado en termistor cuya
salida es amplificada por un amplificador operacional no inversor para indicar la
temperatura del aire de exhalación del paciente, la cual generalmente es de 37 °C
con una exactitud de +/- 1 °C. La otra parte del circuito produce un voltaje que es
proporcional a la frecuencia y volumen de respiración del paciente.
Figura 9-12 Anemómetro de alambre caliente y termistor para medición de flujo
de aire.
Opera de la siguiente forma: Una corriente, aplicada al puente a través de un
transistor de potencia, calienta el alambre de tungsteno o filamento a unos pocos
cientos de grados centígrados. Cuando el paciente respira, el flujo de aire se
incrementa, enfriando en cierto grado el alambre.
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Esto cambia el balance del puente y produce un voltaje diferencial que es
amplificado por el IA, el incremento del voltaje de salida del IA produce que se
incremente el flujo de corriente a través del puente, lo cual incrementa la
temperatura del filamento.
A medida que el paciente respira, el lazo de retroalimentación trata de
mantener constante la resistencia del alambre (y así, su temperatura) y a
medida que lo hace, el cambio en el voltaje en el puente es amplificado por un
segundo IA. Esta señal, que realmente esta midiendo la velocidad del aire, es
pasada por un filtro paso bajo de alrededor de 100 Hz para reducir el ruido. Las
señales de voltaje de temperatura como de flujo de aire son multiplexadas y
pasadas a un convertidor analógico a digital, donde son digitalizadas y enviadas a
una computadora para análisis y registro.
En instrumentación biomédica se utilizan frecuentemente lazos de
retroalimentación. Para entender mejor el lazo de retroalimentación de la sección de
potencia del anemómetro de alambre caliente, piense que el lazo tiene dos
trayectorias, una es una referencia fija de +10V, el cual va a través del lazo por el IA
y el transistor de potencia y aplica un voltaje constante de + 10 V al puente.
La segunda trayectoria es la señal de salida del puente, la cual es
retroalimentada al mismo puente a través de lazo del IA y el transistor de potencia.
Esto hace que el voltaje aplicado al puente varíe de acuerdo con la velocidad
del aire e intenta mantener el alambre a una temperatura constante. De hecho, es
este voltaje el que es amplificado por el segundo IA en la parte inferior de la figura.
La velocidad del aire está generalmente en un rango de 0.1 a 200 L/s y el
anemómetro puede calibrarse para arrojar una medición con una precisión de 0.1 %
de plena escala. Con esto queda claro porqué los IA son el acoplamiento perfecto
para mediciones hechas con puentes, especialmente en equipos biomédicos.
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Lazo de corriente 4 a 20 mA.
La Figura 9-13 muestra otro amplificador de señal de puente, donde se
muestra cómo la señal amplificada puede ser enviada a una distancia considerable
(30 mts). Si se utilizara la salida de voltaje de un IA para transmitir una señal una
distancia de, digamos, 100 pies, utilizando cable torcido blindado, la señal se
degradaría (caída de voltaje, I*R) y se le induciría ruido antes de alcanzar el otro
extremo. Una técnica barata para minimizar el ruido es convertir la señal de voltaje
en una señal de corriente y transmitirla utilizando un lazo de corriente (Figura 9-13).
Figura 9-13 Transmisor de señal de puente en lazo de corriente de 4 a 20 mA,
Este componente monolítico convierte +2 a +10 V en una corriente de 4 a 20
mA respectivamente. ¿Porqué una señal de corriente reduce el ruido inducido de 60
Hz? La respuesta está en entender como se induce el ruido, EMI (interferencia
electromagnética) es una onda electromagnética, pulsando a 60 Hz, la cual corta los
cables y les induce un voltaje. Estos voltajes se suman a medida que pasan por
líneas de señal.
El voltaje de ruido trata de producir una corriente de ruido, pero como el lazo
es de alta resistencia debido a que la resistencia de la fuente de corriente es de,
digamos 10 MΩ, la corriente de ruido se reduce. Al final del cable de señal
generalmente se coloca una resistencia de 250 Ω la cual convierte la señal de
corriente ahora a voltaje. Aún si el voltaje de ruido es de 10 Vrms a 60 Hz, la corriente
de ruido será de 1 µA rms (1.414 µA de pico) a 60 Hz. Comparada esta corriente con
el valor de señal mínimo de 4 mA, producirá solamente un error de pico del 0.04%.
Este es un error muy inferior que el que podríamos tener si enviáramos una señal de
voltaje por un cable torcido una distancia de 100 pies en un ambiente eléctricamente
ruidoso, como el de un hospital.
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Báscula electrónica.
Por supuesto, nada es perfecto, ni aún los IA de precisión. Por ejemplo, una
báscula médica o científica que tenga que medir miligramos en pesos de varios
kilogramos. El rango dinámico requerido puede ser de decenas de miles a uno.
Para hacer esto tenemos que corregir los errores en los IA.
Figura 9-14 Amplificador de Instrumentación para báscula con celdas de carga.
La Figura 9-14 muestra una fuente de voltaje de referencia de precisión de +
10 V así como resistencias, apareadas en relación, para compensar errores de
ganancia y corrimiento (offset). El circuito de calibración de cero (corrimiento) aplica
un voltaje de 100 µV DC a las entradas diferenciales de un IA a través de
interruptores mecánicos o electrónicos.
Para calibrar se pudiera utilizar un voltaje de 0 VCD, pero el convertidor de
analógico a digital de 16 bits mostrado (y prácticamente todos los de entrada
unipolar) presentan problema para digitalizar 0 V en forma absoluta, por lo que un
voltaje ligeramente mayor que cero es aceptable.
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La calibración de plena escala (ganancia) aplica 50 mV DC al IA durante la
siguiente etapa del ciclo de calibración. Esta técnica permite que los errores en el IA
y el convertidor A/D puedan ser almacenados y compensados internamente en la
computadora. Así, cuando se aplica la señal del puente al IA, la computadora
almacena la señal, resta el error de corrimiento y ajusta el error de ganancia
asociados con el circuito electrónico. Estos ciclos de calibración son usados
frecuentemente en instrumentación biomédica.
Circuito de protección de entrada.
Siempre lo deseable es colocar el amplificador de instrumentación tan cercano
al transductor como sea posible, esto para minimizar la inducción de ruido y de que
se exponga accidentalmente a un sobrevoltaje. Sin embargo, cuando esto no es
posible, los diseñadores de equipos biomédicos incluyen circuitos de protección de
entrada como el mostrado en la Figura 9-15.
Figura 9-15 Circuito protector de entrada contra sobrevoltajes.
En este circuito dos resistencias limitan la corriente de entrada que pasa a
través de diodos limitadores (clamp diodes) cuando se presenta una situación de
sobrevoltaje. Así, estos diodos previenen que se apliquen a las entradas del IA un
voltaje más positivo que la caída de un diodo (0.7 V) superior a los voltajes de la
fuente de poder de alimentación positiva y negativa (V+ y V-).
Cuando el voltaje de entrada es mayor que el absoluto máximo especificado
para las entradas de IA, los diodos externos limitan el sobrevoltaje evitando daño en
el IA. ¿Qué tanto mayor puede ser el voltaje? La respuesta depende de Rs, si Rs
fuera, por ejemplo, de 1 kΩ, limitando la corriente a 100 mA, el sobrevoltaje de
entrada pudiera ser de hasta +/- 100 V.
El circuito de protección con diodos limitadores es uno de los más comunes
utilizados con IA en equipos amplificadores de señales de ECG, aún cuando es la
segunda línea de defensa contra voltajes de desfibrilación de hasta 5,000 V, donde
primeramente se utilizan tubos de gas o diodos semiconductores especiales de alto
voltaje.
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9-5 CIRCUITOS DE PROCESAMIENTO DE SEÑAL.
En instrumentación biomédica también se usa extensivamente circuitos de
propósito especial con amplificadores operacionales, entre los que tenemos:
integradores, derivadores, amplificadores logarítmicos y antilogaritmicos. Los
integradores y derivadores son circuitos analógicos que realizan, respectivamente,
operaciones matemáticas de integración y derivación.
Integrador.
Integración es un proceso matemático que permite obtener el área bajo
la curva definida por una función. Si la función es una señal de voltaje que varía
con el tiempo, se aplicará el circuito mostrado en la figura 9-16.
R1
Figura 9-16 Circuito integrador.
La ecuación de transferencia para este circuito es:
Eout
1
=R 1C1
t
∫E
in
dt + Eic
(9-6)
0
Donde:
Eout es el voltaje de salida, Ein es el voltaje de entrada
R1 es la resistencia de entrada en ohms (Ω)
C1 es la capacitancia de retroalimentación en faradios (F)
T es el tiempo en segundos
Eic es el voltaje de salida en condición inicial ya presente en la salida (en t=0).
Ejemplo 9-5 ___________________________________________
Un integrador analógico (Figura 9-16) usa una resistencia de entrada de 1 MΩ
y un capacitor de 0.2 μF. Determine el voltaje de salida después de 1 segundo si la
entrada es un voltaje constante de 0.5v.
Eout
1
=R 1C1
t
1
∫0 Eindt + Eic = - (106Ω)(2x10-7 )
1
∫ (0.5)dt + 0= 0
1
(0.5) t ]
(2x10-1 )
1
0
= (-5)(0.5) = -2.5 V
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La ganancia del integrador esta dada por –1/R1C1 (en volts/seg), si la R1 es
menor a 1 MΩ y C1 menor a 0.001μF, la ganancia puede ser muy alta y la integración
muy rápida. Para 105 Ω y 10-10 F la ganancia es 105 volts/seg.
Cuando se aplica un voltaje a la entrada del integrador se produce la corriente
I2 que carga el capacitor. Así, el voltaje de salida crece a medida que el capacitor se
carga, situación que se mantiene en tanto se mantenga aplicado el voltaje Ein a la
entrada.
Los integradores también operan como filtros paso bajo, lo cual puede
ser deducido sabiendo el comportamiento de la reactancia capacitiva del
capacitor ante el cambio en frecuencia. En algunos instrumentos médicos los
integradores están etiquetados como filtros paso bajo aún cuando su función pudiera
ser la integración de la función.
Derivador.
El circuito derivador produce un voltaje de salida proporcional al la razón
de cambio de la señal de voltaje a su entrada. La derivación es el proceso inverso
de la integración (que es el promedio en el tiempo de la señal de entrada). Su circuito
es similar al integrador, excepto que la resistencia R1 y el capacitor C1 son
cambiados de lugar (Ver figura 9-17).
Figura 9-17 Circuito derivador.
La función de transferencia de un derivador es:
Eout = - R 1C1
d(Ein )
dt
(9-7)
Donde:
Eout es el voltaje de salida del derivador
Ein es el voltaje de entrada
R1 es la resistencia de retroalimentación en ohms (Ω)
C1 es el capacitor de entrada en faradios (F)
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Ejemplo 9-6 ________________________________________
Determinar el voltaje de salida producido por amplificador operacional
derivador (Figura 9-17) si R1 =100 KΩ, C1= 0.5 μF, y Ein tiene una pendiente
constante de 400 V/s.
Solución:
Eout = - R 1C1
d(Ein )
= (105 Ω) (5x10-7 F) (400 V/s)= - (5 x 10-2 s)(400 V/s) = 2 x 101 = 20 V
dt
La constante de tiempo R1C1, en segundos, debe ser más pequeño
comparado con la constante de tiempo o el período de la señal de entrada.
______________________________________________________
El derivador analógico también opera como filtro paso alto. Esta
característica parte de la misma consideración de la reactancia de C1 que nos llevó a
la conclusión de que un integrador es un filtro paso bajo.
Amplificadores Logarítmicos y Antilogarítmicos.
Con lo visto, podrá imaginar que muchas funciones de transferencia pueden
ser realizadas con amplificadores operacionales, el diseñador solo necesita saber
como manipular correctamente las propiedades de la red de retroalimentación
negativa.
En transistores bipolares el voltaje base-emisor es proporcional al logaritmo
natural de la corriente de colector, esta dependencia logarítmica es aprovechada en
circuitos, como el de la Figura 9-18a, para formar un amplificador con función de
transferencia logarítmica.
Eout = K2 ln Ein
Eout = K1 ln -1 Ein
Figura 9-18 Amplificadores logarítmicos y antilogarítmicos.
a) Amplificador logarítmico. b) Amplificador antilogarítmico
Colocando el transistor en la sección de entrada del amplificador, como en la
Figura 9-18b, podemos obtener un amplificador antilogarítmico.
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La importancia del amplificador logarítmico radica principalmente en
aplicaciones donde el rango dinámico de la señal de entrada es muy grande
(varios órdenes de magnitud), pues si no se usa un amplificador logarítmico, para
manejar las señales de mayor amplitud evitando saturación, las señales de menor
amplitud se tendrían que operar en niveles muy bajos.
Al utilizar amplificadores logarítmicos, la ganancia del circuito es más
baja para señales grandes que para señales pequeñas, resultando en una
compresión de rango. A la salida del instrumento, un amplificador antilogarítmico
retornará la señal de voltaje a su rango original. Los amplificadores logarítmicos más
sencillos pueden operar un rango dinámico en la señal de entrada de hasta cuatro
décadas, en tanto que otros, más caros, pueden operar hasta siete décadas (un
rango de cero a 120 dB).
Desde un punto de vista práctico, ¿Qué tanta exactitud puede esperarse en
los amplificadores logarítmicos disponibles comercialmente? La respuesta depende
del rango o número de décadas que pueda operar. Por ejemplo, el componente de
logaritmo de razón mostrado en la figura 9-19a puede operar un rango de entrada de
6 décadas (1 nA a 1 mA). Su salida es Vout = K log10(I1/I2).
Figura 9-19 Exactitud obtenida en un amplificador analógico logarítmico y
logarítmico de razón. a) Amplificador logarítmico LOG100 y b) Error total en el
amplificador logarítmico LOG100.
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Durante su manufactura, el corte con láser garantiza un error en Vout
alrededor de 25 mV, como lo muestra la curva de comportamiento mostrada en la
Figura 9-19b. Esta cantidad es aproximadamente un 0.37 % en las cinco décadas,
sin embargo, si se operara sobre 6 décadas, la exactitud se degradaría a un 0.8 %.
Las consideraciones de exactitud para amplificadores logarítmicos de razón
son más complicadas que para circuitos normales con amplificadores operacionales.
Errores incluyen factor de escalamiento, corriente de polarización, exactitud del
logaritmo y corrimiento de voltaje. Lo mejor que se pudiera esperar es algo menos
del 0.5 % a temperatura ambiente de 25 °C pues a mayores temperaturas los
amplificadores logarítmicos se vuelven menos exactos.
Los amplificadores logarítmicos son indicados en aplicaciones que
requieran pocos puntos porcentuales de exactitud y debe evitarse su uso en
donde se requiere alta exactitud. En estos últimos casos, en aplicaciones
biomédicas, las funciones logarítmicas se hacen por software en la computadora, a
costo de tiempo de procesamiento.
Los amplificadores logarítmicos y antilogarítmicos también son utilizados para
realizar operaciones de multiplicación y división con señales analógicas.
9-6 RESUMEN DE AMPLIFICADORES BIOELÉCTRICOS.
Los amplificadores bioeléctricos básicos pueden ser construidos con
componentes discretos, amplificadores operacionales y otros dispositivos IC. La
utilidad del amplificador operacional es bastante grande e incluso los modelos que
usan componentes discretos son realmente versiones discretas de un circuito con
amplificador operacional.
En la mayoría de los casos, el amplificador bioeléctrico es un circuito con
entrada diferencial. Son pocos los casos en los que se mide una o varias señales
referenciadas a tierra o común (single ended) y en este caso, una de las terminales
del amplificador diferencial se conectaría a tierra. Sin embargo, después de la etapa
de amplificación, se encontrará con amplificadores inversores con entradas
referenciadas a común, la mayoría para dar capacidad de corriente a la señal
(buffers).
Las propiedades deseables en un amplificador bioeléctrico son:
1.- Salida referenciada a común (single-ended) y a menudo entrada diferencial
2.- Alta relación de rechazo al modo común (CMRR).
3.- Impedancia de entrada extremadamente alta
4.- Ganancia variable adecuada a la aplicación. Se reconocen las siguientes
categorías: Baja Ganancia (x1 a x10), Ganancia Media (x10 a x1000) y Ganancia
Alta (mayor a x1000).
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5.- Respuesta a la frecuencia apropiada para la aplicación. En el caso del
amplificador bioeléctrico universal, la respuesta deberá ser variable y
seleccionada a través de un interruptor o selector.
6.- Supresión de cero. Esta es una característica opcional que permite
corrimientos para ajustar la línea base cero por los corrimientos (offset)
inherentes en la señal.
Esta última característica permite que el amplificador procese pequeñas
variaciones de señal superpuestas en una señal grande de CD (o corrimiento de
CD), usando ganancia plena del amplificador sólo para las variaciones pequeñas.
Por ejemplo, una señal senoidal de 10 mV puede estar superpuesta en un
corrimiento de +1500 mV. Esto finalmente se vería como señal senoidal de 10 mV,
pues el corrimiento se cancelaría con una señal de supresión de -1,500 mV que se
sumaría con la señal de entrada.
Las designaciones en los paneles frontales de control en amplificadores
bioeléctricos a menudo reflejan el vocabulario del usuario en lugar de términos
electrónicos estándar. Por ejemplo ganancia o sensitividad pueden ser marcados
como span si el amplificador fue diseñado para uso de un científico de la vida o un
químico. En forma similar, el control de ganancia puede estar dividido en grueso
(coarse) y fino (fine); y puede estar etiquetado, el fino como span, y el grueso como
rango (range). En un amplificador especializado, el control grueso puede estar
etiquetado en unidades físicas particulares a la aplicación, como por ejemplo, un
factor de deflexión vertical en milivolts por milímetro o por centímetro.
9-7 CUESTIONARIO.
1.- Muestre la configuración del amplificador operacional como amplificador
diferencial e indique su ecuación de transferencia si se mantiene la razón
R2/R1=R4/R3.
La ganancia de voltaje para las señales
diferenciales, si se mantiene la razón
R2/R1=R4/R3, es la misma que para los
inversores (Av = R2/R1)
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2.- ¿Cómo debe ser la resistencia interna de la fuente de señal en circuitos con
amplificadores diferenciales que tienen una baja resistencia de entrada?
Los circuitos con amplificadores diferenciales que presentan un baja
resistencia de entrada requieren que la resistencia interna de la fuente de señal sea
muy baja para lograr buena precisión en ganancia.
3.- ¿Por qué el CMR de los amplificadores diferenciales en un chip es muy
alta?
El CMR de los amplificadores diferenciales reales es muy alto debido a que
las resistencias internas en el chip han sido fabricadas en grupo para hacer que las
ganancias de las trayectorias inversora y no inversora sean casi exactamente
iguales.
4.- ¿Qué características deben tener los circuitos que utilizan amplificadores
diferenciales?
Los amplificadores diferenciales se utilizan en circuitos donde la impedancia
de la fuente es baja.
5.- ¿Para qué tipo de problemas el amplificador de instrumentación es la
solución de amplificación?
El amplificador de instrumentación representa la solución para los problemas
de alta ganancia y alta impedancia de entrada.
6.- Muestre la configuración del amplificador de instrumentación e indique su
ecuación de transferencia si R2=R3 , R4=R6 y R5=R7.
Av =
⎛ 2R
⎞ ⎛R ⎞
E out
= ⎜ 2 + 1⎟ ⎜ 5 ⎟
E in
⎝ R1
⎠ ⎝ R4 ⎠
7.- ¿Por qué los amplificadores de instrumentación
extensamente en aplicaciones biomédicas?
(IA)
se
aplican
Por su capacidad de lograr altas ganancias con valores de resistencias bajos,
impedancia de entrada extremadamente alta y un muy alto rechazo a señales de
modo común.
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8.- ¿Qué ventaja y que desventaja tienen los amplificadores operacionales con
entrada FET en relación a los que tienen entrada con transistores bipolares?
Los op-amps con entrada FET, aun cuando tiene la ventaja de una corriente
de polarización menor, presentan en forma inherente más ruido que los que tienen
transistores bipolares.
9.- Un amplificador de instrumentación presenta una especificación de
densidad de ruido de 26 nVrms/√Hz calcule el voltaje de ruido rms que
pudiéramos esperar, por ese motivo, si el ancho de banda es de 400 Hz.
nV
nV
26
x 400 Hz = 26
x 20 Hz = 520 nVr m s = 0.52 μVr m s
Hz
Hz
10.- ¿Qué ocurre si no se tiene una conexión a tierra o común cuando se
amplifican señales de fuentes flotantes?
La salida del amplificador flotará lentamente hacia sus niveles de saturación
positiva o negativa cercanos a los de las fuentes de alimentación y la salida saturada
ya no responderá más a los cambios en la señal de entrada. Si se observa esta
condición en algún instrumento, se deberá revisar el camino de retorno de la
corriente de polarización.
11.- ¿Qué ganancia tiene el siguiente circuito para medición de pH si R gain es
de 1 kΩ?
Av =
E out
⎛ 2 * 25 kΩ
⎞ ⎛ 25 kΩ ⎞
=⎜
+ 1⎟ ⎜
⎟ = 51
E in
⎝ 1 kΩ
⎠ ⎝ 25 kΩ ⎠
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12.- En el siguiente circuito, ¿Por qué se dice que tiene un filtrado paso bajo a
una frecuencia de 1 Hz?
τ = RC = 150x103 x 1x10-6 = 0.15 seg Æ ω(r/s) = 1/ τ = 6.66 r/s .
f (Hz) = ω(r/s) / 2 π = 6.66r/s / 6.28 = 1.06 Hz
Como
ω(r/s) = 2 π f (Hz)
13.- ¿Por qué la interferencia de alta frecuencia distorsiona mediciones de baja
frecuencia?
Por el corrimiento (offset) producido por la carga en filtros y capacitancias
parásitas debido a la rectificación a través de las uniones semiconductoras dentro
del amplificador de instrumentación.
14.- ¿Qué consideración importante se debe hacer en la localización de la
entrada y la salida de un amplificador de instrumentación cuando se opera a
altas frecuencias?
Cuando se utiliza un IA a altas frecuencias, se debe separar la salida de la
entrada, esto previene retroalimentación positiva que pudiera producir oscilaciones.
15.- ¿Cómo funciona el siguiente circuito anemómetro de alambre caliente?
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Este circuito a utiliza 2 IA, un amplificador operacional y dos referencias de
voltaje. La primer parte del circuito utiliza un transductor de temperatura basado en
termistor cuya salida es amplificada por un amplificador operacional no inversor para
indicar la temperatura del aire de exhalación del paciente, la cual generalmente es
de 37 °C con una exactitud de +/- 1 °C. La otra parte del circuito produce un voltaje
que es proporcional a la frecuencia y volumen de respiración del paciente.
Una corriente, aplicada al puente a través de un transistor de potencia,
calienta el alambre de tungsteno o filamento a unos pocos cientos de grados
centígrados. Cuando el paciente respira, el flujo de aire se incrementa, enfriando en
cierto grado el alambre. Esto cambia el balance del puente y produce un voltaje
diferencial que es amplificado por el IA, el incremento del voltaje de salida del IA
produce que se incremente el flujo de corriente a través del puente, lo cual
incrementa la temperatura del filamento.
A medida que el paciente respira, el lazo de retroalimentación trata de
mantener constante la resistencia del alambre (y así, su temperatura) y a medida
que lo hace, el cambio en el voltaje en el puente es amplificado por un segundo IA.
Esta señal, que realmente esta midiendo la velocidad del aire, es pasada por un filtro
paso bajo de alrededor de 100 Hz para reducir el ruido. Las señales de voltaje de
temperatura como de flujo de aire son multiplexadas y pasadas a un convertidor
analógico a digital, donde son digitalizadas y enviadas a una computadora para
análisis y registro.
16.- ¿Cuáles son 2 ventajas que tiene la transmisión de señal mediante
corriente en lugar de por voltaje?
1.- La señal no se atenúa por caída de voltaje en la resistencia de los cables
que conducen la señal.
2.- Se minimiza el efecto de ruido inducido, pues el voltaje de ruido produce
una corriente de ruido proporcionalmente mucho menor.
17.- Dibuje el circuito de protección de entrada a un amplificador e indique
como se establece el máximo voltaje de protección.
El máximo voltaje de protección estará
definido por la máxima corriente que puedan
soportar los diodos y el valor de las
resistencias Rs. Así el máximo voltaje de
protección estará dado por:
Vmax = Rs * I max diodo
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18.- Dibuje un amplificador operacional como integrador e indique su ecuación
de transferencia.
R1
Eout
1
=R 1C1
t
∫E
in
dt + Eic
0
19.- ¿Qué produce a su salida un circuito derivador?
El circuito derivador produce un voltaje de salida proporcional al la razón de
cambio de la señal de voltaje a su entrada.
20.- ¿Qué dispositivo permite hacer amplificadores logarítmicos
antilogarítmicos con amplificadores operacionales y porqué?
y
Los transistores bipolares. En transistores bipolares el voltaje base-emisor es
proporcional al logaritmo natural de la corriente de colector, esta dependencia
logarítmica es aprovechada en circuitos para formar un amplificador con función de
transferencia logarítmica.
21.- ¿Cuándo es especialmente
logarítmicos y porqué?
útil
la
aplicación
de
amplificadores
La importancia del amplificador logarítmico radica principalmente en
aplicaciones donde el rango dinámico de la señal de entrada es muy grande. Al
utilizar amplificadores logarítmicos, la ganancia del circuito es más baja para señales
grandes que para señales pequeñas, resultando en una compresión de rango.
22.- ¿Cuales son las 6 propiedades deseables en un amplificador bioeléctrico?
1.- Salida referenciada a común (single-ended) y a menudo entrada diferencial
2.- Alta relación de rechazo al modo común (CMRR).
3.- Impedancia de entrada extremadamente alta
4.- Ganancia variable adecuada a la aplicación. Se reconocen las siguientes
categorías: Baja Ganancia (x1 a x10), Ganancia Media (x10 a x1000) y Ganancia
Alta (mayor a x1000).
5.- Respuesta a la frecuencia apropiada para la aplicación. En el caso del
amplificador bioeléctrico universal, la respuesta deberá ser variable y seleccionada a
través de un interruptor o selector.
6.- Supresión de cero. Esta es una característica opcional que permite corrimientos
para ajustar la línea base cero por los corrimientos (offset) inherentes en la señal.
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