Princípios de Instrumentação Biomédica. Amplificadores Operacionais

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1 Princípios de Instrumentação Biomédica Amplificadores Operacionais

2 Controle de Versões 2015 Versão 1 Com base em outros textos Última alteração: 21/07/15 Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1

3 Índice 4 Amplificador operacional ideal Introdução Símbolo e Modelo Configurações realimentadas mais comuns Amplificador inversor Amplificador não-inversor: Amplificador somador Amplificador subtrator Amplificador de instrumentação Considerações práticas Exercícios...19 Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 1

4 4 Amplificador operacional ideal 4.1 Introdução Em instrumentação os sinais oriundos de sensores, transdutores ou de biopotenciais costumam ser muito baixos. Isto os torna incompatíveis com os circuitos tradicionalmente utilizados para ler estes sinais em um computador. Por esta razão costuma ser necessário amplificá-los antes que eles sejam processados. Amplificar nada mais é do que multiplicar o sinal por uma constante. Quando a constante é maior do que 1 ela é chamada de ganho, e quando ela é menor do que 1 é chamada de atenuação. Também é muito comum interligar dispositivos para produzir um novo instrumento de medida ou sistema de medição, neste caso os níveis de tensão e corrente aceitos pelos diferentes dispositivos devem ser garantidos. Para isto os sinais normalmente precisam ser amplificados, atenuados ou somados a alguma constante. Estes ajustes corrigem ganhos e offsets e estes circuitos podem ser projetados facilmente por qualquer pessoa. Neste capítulo estudaremos formas de amplificar, atenuar e somar sinais de forma eletrônica e veremos quando e onde devemos utilizar estas ferramentas. O elemento básico para tais procedimentos será o amplificador operacional (AO). A origem do termo operacional vem dos antigos computadores analógicos, onde estes amplificadores eram utilizados como elemento para a realização de operações matemáticas. O nome amplificador operacional foi usado pela primeira vez em uma publicação de 1947, feita por John Ragazzini, o qual descrevia as propriedades de circuitos capazes de amplificar a diferença entre dois sinais analógicos. O artigo, que teve como base trabalhos anteriores, realizados entre 1943 e 1944, considerava as condições de realimentação linear e não-linear. Hoje em dia o AO é o circuito integrado analógico mais utilizado. Por ter sido projetado para ser versátil e funcionar em circuitos com realimentação negativa este amplificador é construído com ganhos extremamente elevados. Tão elevados que na maioria das vezes vamos considerar que seu ganho é infinito. O erro desta suposição é, na maioria das vezes, desprezível. A figura a seguir mostra um diagrama com realimentação negativa. O ganho do amplificador operacional está representado por Ad(S), Vi é o sinal de entrada e Vo o sinal de saída. Uma malha de realimentação negativa é formada pelo bloco β(s). Em circuitos práticos a realimentação é feita por resistores e capacitores. O conjunto completo forma um novo Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 2

5 amplificador com características e nomes próprios que vão depender da rede de realimentação, como veremos mais adiante. Vi + _ Ad(S) Vo b(s) Considerando que cada bloco representa um ganho então V O S = A d S V i S V O S S e V O S V i S =A V A S = d S 1 A d S S. Se o ganho A d (S) (ganho diferencial ou ganho de malha aberta) for muito elevado, como no caso do AO, o ganho da malha de realimentação, (S), é responsável pelo ganho do amplificador realimentado. V O S V i S = 1 Observa-se que, mesmo com o ganho infinito do AO a sua saída é finita e o ganho do circuito realimentado também. Isto será fundamental para o equacionamento de circuitos envolvendo AO. 4.2 Símbolo e Modelo Os símbolos mais comumente utilizados para representar um AO estão na figura a seguir. A versão mais comum é aquela sem alimentação, mas não devemos esquecer que todo amplificador operacional precisa de duas fontes de alimentação como mostrado no símbolo Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 3

6 completo. Uma fonte de alimentação é positiva e a outra costuma ser negativa (o segundo terminal de cada fonte é ligado ao terra 1 ). O modelo do AO ideal é apresentado na próxima figura. Observe que a impedância de entrada do amplificador é infinita (impedância entre cada entrada e o terra) e a impedância de saída (impedância entre a saída e o terra) é zero. A diferença de potencial entre as duas entradas controla a tensão na saída do amplificador. Esta diferença de potencial é multiplicada pelo ganho diferencial ou de malha aberta. Quando se fala em impedância de entrada e saída de um amplificador estamos implicitamente calculando a impedância do equivalente Thevenin das entradas ou da saída. Vale lembrar que o Thevenin é calculado para cada par de fios, ou seja, de cada entrada para o terra ou da saída para o terra. Se o ganho diferencial, Ad, é infinito, e o AO está ligado com realimentação negativa, então v + =v, pois, como explicado anteriormente, em uma malha de realimentação negativa, onde o ganho direto tende a infinito, apresenta saída finita e dependente do ganho de realimentação. Esta relação é válida enquanto o AO estiver trabalhando na região linear (sem a saturação que ocorre próxima das tensões de alimentação). Em outras palavras, se considerarmos o ganho Ad infinito (condição ideal) a diferença de potencial entre as entradas obrigatoriamente será nula (condição ideal) para que a saída seja finita ( =A (v + v - ) ). 1 O terra é o ponto do circuito a partir do qual são medidas as diferenças de potencial para as entradas e saídas do AO. Neste ponto também são ligadas as duas fontes de alimentação. O terra é a referência para medidas de tensão. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 4

7 Outras características muito importantes de um amplificador operacional ideal são apresentadas na tabela a seguir. Característica Símbolo Valor Notas Ganho diferencial ou Ganho de malha aberta Ad Ao ganho para a diferença de tensão entre as duas entradas Ganho de modo comum Acm 0 Rejeição de modo comum CMRR ganho para tensão comum as duas entradas atenuação do sinal comum as duas entradas Impedâncias diferencial Rid impedância entre as duas entradas Impedância de modo comum Ricm impedância de cada entrada para o terra Impedância de saída Ro 0 Impedância de saída Slew-rate SR velocidade com que a saída pode variar Settling time ST 0 tempo de estabilização Largura de banda BW faixa de frequência Corrente polarização Ib 0 corrente de cada entrada Corrente de offset Ios 0 Tensão de offset Vos 0 desigualdade entre as correntes de entrada diferença de tensão na entrada, necessária para que a saída seja nula quando as entradas forem nulas Ruído elétrico V N e I N 0 ruído adicionado ao sinal de saída Fase 0 entre a entrada e a saída As características ideais de um AO nunca são alcançadas na prática, mas os erros decorrentes de assumirmos estes valores ideais é pequeno. Desta forma é comum utilizarmos estas características para simplificar a análise de circuitos com AO, como será mostrado nas seções subsequentes. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 5

8 4.3 Configurações realimentadas mais comuns Amplificador inversor A próxima figura mostra o circuito básico de um amplificador inversor com AO. Considerando que o ganho Ad do AO não é infinito e sabendo que =Ad (v + v - ) e v + =0 então Ad = v-. Equacionando o nó da entrada v -, v - v i + v- =0, R 2 temos que v - = v i R R 2, logo Ad = v R +v R i 2 o 1, e +R 2 Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 6

9 v i = R 2 + +R 2 Ad. Se Ad tende a infinito (AO ideal), então v i = R 2. Observe que se o ganho do AO tende a infinito o ganho do amplificador inversor é determinado apenas pela malha de realimentação. Convém notar, ainda, que a influência do Ad não infinito é tanto menor quanto menor for o ganho do amplificador inversor. Considerando o amplificador inversor com ganho ideal N teremos N R = v i R+ R+N R = Ad N R R ( Ad + N +1) = Ad N Ad +N +1 Ad Ganho ideal (N) Ganho do AO (Ad) Ganho real Erro ,002% ,011% ,9-0,101% ,09-0,991% ,8-9,09% ,9-0,990% Se considerarmos o AO como ideal, o equacionamento do ganho fica muito facilitado pelo uso de duas considerações: 1. Não há corrente circulando nas entradas do AO e 2. A diferença de potencial entre as entradas do AO é nula. Assim, equacionando o nó da entrada v - Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 7

10 v - v i + v- =0, R 2 e sabendo que v - =0, então = R 2 v i. Além do ganho vale a pena observar as impedâncias de entrada e de saída do amplificador inversor. Observe que a saída do AO é a saída do circuito, então, da mesma forma que o AO, o circuito também apresenta impedância de saída nula. Já na entrada, entretanto, existe uma corrente não nula que flui pela resistência R1. i R1 = v i Esta corrente caracteriza uma impedância de entrada igual a R1 e isto pode fazer com que tanto um circuito que é ligado na entrada do amplificador quanto o próprio amplificador interfiram no funcionamento um no outro. A próxima figura, por exemplo, ilustra bem este caso. O circuito ligado antes do amplificador inversor apresenta resistência de saída Rth 1 que está em série com R1. Com esta montagem o ganho do amplificador inversor é alterado para v i = R 2 +Rth 1. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 8

11 Observe que a tensão na saída do circuito que está ligado ao inversor também foi alterada. Quando não estava conectado o circuito apresentava saída v x =Vth 1, agora, conectado ao amplificador inversor, apresenta v x =Vth 1 R 2 Rth 1 +R 2. Como visto, o circuito conectado antes do amplificador inversor altera o funcionamento do amplificador que, por sua vez, altera o funcionamento do circuito ligado a ele. Isto ocorre porque a impedância de entrada do amplificador inversor não é infinita e porque a impedância de saída do circuito que está ligado a ele não é nula. Assim, para que amplificadores de tensão se comportem como blocos em um diagrama, ou seja, de forma independente, é necessário que eles tenham impedância de saída nula e impedância de entrada infinita. O projeto que envolve circuitos com estas características pode considerar cada circuito de forma independente e isto facilita o projeto, além de torná-lo mais flexível. Uma outra boa razão para adotar esta estratégia de projeto é que nem sempre dispomos de informações completas sobre a impedância de entrada ou saída de circuitos ou equipamentos que não foram projetados por nós. Isto significa que, mesmo com a informação de que a impedância de saída de um circuito é de 50 Ω, nada garante que isto seja verdade para qualquer corrente de saída ou para qualquer frequência, então a melhor estratégia e fazer um projeto que não dependa desta resistência Amplificador não-inversor: A figura a seguir mostra o desenho básico de um amplificador não inversor. Se considerarmos que o ganho do AO não é infinito v + =v i Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 9

12 v = +R 2 v + v = Ad v i +R 2 = Ad = R R Ad 1 2 v i R 2 Ad v i = + R R 2 Ad Se Ad tende a infinito então v i = +R 2 Supondo que o AO seja ideal, a solução do problema é encontrada fazendo-se a tensão na entrada negativa igual à tensão na entrada positiva. Equacionando a entrada negativa temos v i 0 + v i R 2 =0 v i = +R 2 ( 4.1 ) Mais uma vez, aqui, o ganho do amplificador, quando Ad tende a infinito, é igual aquele calculado considerando que as duas entradas do AO tem o mesmo valor. Podemos notar, também, que nesta configuração o menor ganho é o unitário, que pode ser obtido se = (circuito aberto) ou R 2 =0 (curto circuito). Neste caso o circuito do amplificador não inversor é chamado de buffer. O buffer possui ganho unitário e, assim como o amplificador não inversor, pode ser utilizado para isolar estágios amplificadores. Isolar, aqui, é usado para indicar que os circuitos anterior ou posterior não afetam nem são afetados pelo amplificador. Isto se deve novamente aos Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 10

13 equivalentes Thevenin. No caso do amplificador não inversor a impedância de saída é zero (o que é ótimo), e a impedância de entrada é infinita (o que também é ótimo) Amplificador somador A figura a seguir mostra a topologia do amplificador somador inversor básico. Como podemos observar este amplificador apresenta várias fontes de entrada e, portanto, pode ser equacionado utilizando o princípio da superposição de fontes. Aqui também levamos em conta que o AO possui características ideais de funcionamento, assim, a saída será dada pela equação = R 4 ( v 1 + v 2 + v 3 R 2 R 3) se =R 2 =R 3 =R, então = R 4 R (v 1 +v 2 +v 3 ) Observe que, assim como o amplificador inversor, o amplificador somador não possui impedância de entrada infinita. As resistências R1, R2 e R3 correspondem respectivamente as impedâncias das entradas 1, 2 e Amplificador subtrator A figura a seguir mostra a topologia do amplificador subtrator básico. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 11

14 O cálculo da tensão de saída pode ser feito facilmente por superposição, uma vez que existem duas fontes atuando sobre o circuito. Quando v 2 é zero a entrada v 1 é aplicada a um amplificador inversor. Quando v 1 é zero a entrada v 2 passa por um divisor de tensão e é aplicada a um amplificador não inversor. = v 1 R 2 +v 2 R 2 + R 2 +R 2 = R 2 (v 2 v 1 ) O amplificador subtrator amplifica a diferença entre duas tensões. Idealmente aquilo que as duas tensões têm em comum não é amplificado. Na prática isto não acontece, pois as duas resistências R1 e as duas resistências R2 não são idênticas e assim cada entrada é amplificada de forma um pouco diferente. A próxima figura mostra um amplificador subtrator com quatro resistências diferentes, uma fonte comum as duas entradas e outras duas fontes produzindo uma tensão diferencial igual a v 2 v 1. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 12

15 Este amplificador pode ser estudado por superposição. a) para a entrada vcm e v 2 =(v CM +v 2 ) R 4 R 3 +R 4 R 2 + ; b) para a entrada formada por vcm e v 1 = R 2 (v CM +v 1 ) ; c) somando as duas equações, e após algum algebrismo =[ R 4 R 2 R 3 ( R 3 + R 4 ) ] v R 2 CM v + R 4 1+ R 2/ v 1 R 3 1+ R 4 / R 2. 3 Observe que as entradas v1 e v2 são amplificadas de forma diferente e que só há uma forma de cancelar a tensão de modo comum, fazendo R 2 = R 3 R 4 neste caso particular = R 2 (v 2 v 1 ). Observe que a influência de vcm é nula se a razão entre as resistências R2 e R1 for exatamente igual à razão entre as resistências R3 e R4. Como isso não acontece é possível dividir o ganho do amplificador em dois ganhos distintos, o ganho diferencial (Ad) e o ganho de modo comum (Acm). Desta forma, o subtrator é classificado quanto a sua habilidade de amplificar a diferença entre os sinais aplicados a suas entradas, e rejeitar a parcela de sinal comum as duas entradas. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 13

16 Como o ganho de modo comum costuma ser muito baixo podemos usar a chamada rejeição de modo comum, ou CMRR CMRR= Ad Acm (em valor absoluto) CMRR=20 log( Acm) Ad (em db) Ad = = v d v 2 v 1 Acm= = v icm (v 1 +v 2 ) Amplificador de instrumentação Em instrumentação é muito comum a medida de sinais de forma diferencial (diferença entre dois potenciais), como no caso das medidas em ponte de resistores e biopotenciais. Esta necessidade faz do amplificador subtrator um ótimo candidato para esta tarefa. Entretanto, este amplificador não apresenta impedância de entrada infinita o que pode ser um problema na maioria das aplicações de instrumentação. Para resolver este problema, foi criado o amplificador de instrumentação (In Amp), apresentado na figura a seguir. Neste circuito um amplificador não inversor e colocado em cada entrada do amplificador subtrator conferindo a montagem uma característica de amplificador subtrator com elevada impedância de entrada. Esta topologia apresenta alta rejeição a tensões de modo comum, ganho elevado, ganho ajustável apenas com um resistor, impedância de entrada (diferencial e de modo comum) elevada em ambas as entradas. Nesta configuração o primeiro estágio é responsável pelo ganho e o segundo estágio é responsável pelo CMRR e para que este valor seja elevado o amplificador de instrumentação é comercializado em um único integrado. Circuitos integrados com amplificadores de instrumentação alcançam CMRR maiores do que 100 db (CMRR > 10 5 ), mas este valor costuma decair com a frequência. Exemplos clássicos de amplificadores de instrumentação integrado são o AD620, AD8221 da Analog Devices, o INA118 e o INA103 da Texas Instruments. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 14

17 O circuito pode ser resolvido por superposição. a) supondo v 2 aterrada, o potencial na entrada negativa do AO de baixo é zero, logo v O1 =v 1 R+R 3 R, e v O2 = v 1 R 3 R ; b) supondo v 1 aterrada, o potencial na entrada negativa do AO de cima é zero, logo v O2 =v 2 R+R 3 R, e v O1 = v 2 R 3 R ; Como a saída do segundo estágio já foi calculada anteriormente e vale v O = R 2 (v 2 v 1 ) então v O = R 2 R+2 R 3 (v R 2 v 1 ) Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 15

18 v O = R 2 ( 1+ 2 R 3 R ) (v v ) 2 1 Uma versão de amplificador de instrumentação com dois AO é apresentada na figura seguinte. A maior vantagem deste amplificador reside no uso de apenas dois AO mas esta também é sua maior desvantagem. Por apresentar caminhos diferentes para os sinais amplificados positiva e negativamente o sinal sofre diferentes atrasos e deslocamentos de fase nos dois caminhos. Como resultado o CMRR para sinais alternados é reduzido com relação ao amplificador de instrumentação de três AO. Assim como no amplificador subtrator tradicional, para que este circuito funcione apropriadamente é necessário que R1/R2=R4/R3 o que significa que o CMRR também será dependente do perfeito casamento de valores entre os resistores. Para contornar este problema e o problema com o baixo CMRR em sinais alternados, este circuito pode ser encontrado integrado e, neste caso, suas características são ajustadas de fábrica para um desempenho superior. Exemplos deste circuito integrado são o AD627. O circuito com resistor RG permite o ajuste do ganho com a mudança de apenas um resistor evitando que o CMRR seja afetado. v O = v 2 v 1 1 R 4 2 R 4 R 3 R G ou v O = v 2 v 1 1 R 4 R 3 (sem o resistor RG). Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 16

19 4.4 Considerações práticas O amplificador operacional real é bem diferente do ideal. Seu ganho diferencial (Ad) é da ordem de 10 5 ou 10 6 vezes. Os melhores CMRR estão próximos de 100dB. As impedâncias de entrada diferencial (Rid) e de modo comum (Ricm) são da ordem de alguns MΩ e, como consequência, as correntes nas entradas do AO (IB) são da ordem de μa ou na e não são iguais. Além disto a saída não é zero quando as duas entradas estão aterradas. Isso adiciona um efeito de offset (Vos) no AO. Para finalizar a impedância de saída (Ro) não é nula. Um modelo mais completo do AO, levando em conta todas estas características reais, é apresentado na próxima figura. Neste modelo foram consideradas apenas características estáticas (de corrente contínua). Características dinâmicas também devem ser consideradas em algumas aplicações. De um modo geral todas estas características (estáticas e dinâmicas) se tornam importantes em problemas de alto desempenho e nestes casos vale a pena consultar um especialista (um engenheiro eletrônico). Adicionalmente devemos levar em conta que os circuitos eletrônicos, de um modo geral, trabalham com tensões da ordem de alguns Volts (de 3,3 V até uns 15 V mais ou menos) e que estas tensões podem ser positivas ou negativas. As potências que os AO conseguem fornecer não costumam ultrapassar alguns mw e, portanto, as correntes ficam limitadas a ma e, portanto, as resistências estão na faixa de alguns kω (muito baixas elas produzem correntes elevadas, muito altas elas interferem nas impedâncias de entrada dos AO). O segredo é usar valores que permitam as aproximações por modelos ideais e que cada circuito possa ser projetado de forma independente, não afetando ou sendo afetado pelos circuitos do entorno. Aproveitar toda a faixa de entrada ou saída de um equipamento ou sensor é, em teoria, a melhor forma de utilizá-lo, mas nem sempre isso é possível ou desejável na prática devido as Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 17

20 saturações e aos erros de ganho e offset. Por exemplo, um AO comum satura quando sua saída está a aproximadamente 1 V da tensão de alimentação, então é melhor não fazer o projeto para utilizar toda a faixa da tensão de alimentação. Se desejamos interligar equipamentos e o projeto é feito para o máximo aproveitamento das faixas de operação erros nos ganhos ou offsets podem saturar estes equipamentos. Por outro lado, equipamentos e sensores foram feitos para funcionarem próximos de seus valores nominais, então, utilizar uma faixa muito pequena do dispositivo não é recomendado. Use o bom senso, tente usar o máximo possível da faixa de operação, mas sempre deixe uma folga. Se você tiver que escolher entre ter que trabalhar numa faixa menor do que os limites ou maior que os limites opte pela faixa menor. O sinal pode não ficar tão bom, mas, com certeza, você não vai queimar nada nem vai sofrer com saturações. Se tiver que distribuir um sinal em uma faixa de valores, procure, de um modo geral, distribuir o sinal no centro da faixa. Algumas vezes, entretanto, é comum ver projetos que aproveitam apenas metade da faixa para evitar de usar amplificadores somadores. Neste caso você está economizando nos amplificadores e penalizando a qualidade do sinal. Se isto for aceitável então não há problemas. Também vale a pena lembrar que quase todos os sinais apresentam valor zero para entrada zero, então, quando lemos que um sinal pode varia de 10 a 20 mv, por exemplo, provavelmente esta é uma informação sobre os valores máximos deste sinal e não sobre a faixa de valores. A resposta correta vai depender do tipo de sinal e você terá que pesquisar. Muitas vezes, também, os sinais serão simétricos em torno do zero, como no caso do EEG e EMG, mas as informações são dadas apenas para a faixa positiva de valores. Portanto você deve conhecer o sinal com o qual está trabalhando. Da mesma forma, se um equipamento diz que sua saída pode variar em uma determinada faixa de valores, isto não quer dizer que todos os sinais que saírem destes equipamento ocuparão toda esta faixa. Muito provavelmente os sinais ocuparão apenas parte desta faixa, mas se for possível ajustar esta amplitude use este recurso a seu favor. A mesma coisa vale para a entrada de outros dispositivos. Nem sempre você conseguirá produzir sinais que ocupam toda a faixa de entrada de um conversor AD (dispositivo que converte os sinais analógicos para sinais digitais), por exemplo. 4.5 Exercícios A seguir são apresentados atalhos para diferentes fontes de sinais, e conversores AD. Os próximos exemplos têm como base estes atalhos. Leia os manuais de cada dispositivo para encontrar nele as informações importantes para cada projeto. De um modo geral estas Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 18

21 informações são: Faixa, impedâncias de entrada ou saída. Para os projetos devemos pensar no ganho e no offset necessário para fazer tudo funcionar. Além disto devemos evitar saturações. Use o bom senso sempre. Os enunciados dos exercícios não estão completamente especificados. A solução do problema é apenas discutida. Tente resolver o problema sozinho. Simule sua solução. Célula de carga CMTB200, Acelerômetro ADXL330, Biopotenciais. Conversor AD USB6008, HyTek iusbdaq U ) Mostrar um possível circuito para amplificar os sinais da célula de carga CMTB200 de forma que ela possa ser lida por uma placa iusbdaq-u A placa iusbdaq-u lê apenas sinais entre 0 e 4,096 V. A célula de carga fornece apenas sinais positivos (apesar da montagem em ponte permitir variações de sinais positivas e negativas, esta célula de força é usada apenas para pesar pessoas, então o sinal será sempre positivo ou sempre negativo, a escolha do projetista). Um ganho pode ser suficiente. Como a fonte apresenta resistências não nula (ponte) e a medida é diferencial uma boa solução é usar um amplificador de instrumentação, como na figura a seguir. Se fosse utilizada a placa USB6008 cuja entrada é simétrica em torno do zero, seria recomendado usar mais um somador ou subtrator para adequar o offset (mas se a resolução for adequada você pode usar apenas meia faixa). Na USB6008 é possível escolher a faixa de entrada no modo diferencial e isso pode ser utilizado para melhor utilização da placa. O ganho é determinado pela sensibilidade do sensor, a fonte de alimentação e o valor da entrada do conversor AD. Também é uma boa prática deixar recursos para ajustar o offset gerado indevidamente pela própria fonte (1% da saída nominal). Neste caso talvez seja interessante dividir o ganho em mais de um estágio para evitar a saturação do AD ou usar uma faixa de tensão menor do que 5 V no AD (isto evita a saturação do AO mesmo com offset). Como o valor do offset é desconhecido podemos usar um potenciômetro para ajustar o offset correto no momento da calibração. Sempre que somamos ou subtraímos uma tensão devemos ficar atentos para que nenhum amplificador operacional sature. Se isto ocorrer podemos dividir o ganho em dois ou mais estágios amplificadores e trabalhar o offset entre os estágios de ganho. Assim, o offset é somado ou subtraído a um sinal de amplitude menor e não satura o amplificador. Devemos ficar atentos, entretanto, porque este offset será amplificado no próximo estágio. Isto pode ser um problema se após o offset o sinal não ficar centrado em zero. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 19

22 2) Leia os sinais dos acelerômetros do ADXL300 em uma placa USB6008. O ADXL300 é alimentado com 3 V, tipicamente, e sua saída varia entre 0,6 e 2,4 V. Além disto a saída do ADXL300 tem impedância de 32kΩ, com tolerância de 15%. A USB6008 aceita sinais entre ±10 V (modo não diferencial) então o sinal do ADXL300 tem que ser amplificado e o offset retirado. Podemos utilizar um amplificador não inversor e um somador ou subtrator para retirar o offset. Se utilizássemos apenas a placa iusbdaq-u seria necessário apenas um ganho. O ganho é obtido pela divisão entre a faixa dinâmica do conversor AD e do sinal de saída do ADXL300. O offset é calculado para colocar o sinal no centro da faixa do AD. USB ) Projetar um amplificador para medida de sinais de ECG. O sinal será lido por uma placa Como a impedância dos eletrodos é grande e desconhecida, e a medida é diferencial é necessário usar um In Amp, como na próxima figura. Uma vez que as correntes de entrada do In Amp não são nulas a corrente que sai de uma entrada deveria entrar na outra. Como não há garantias de que estas correntes sejam iguais e em sentidos contrários então é necessário criar um nó com um caminho adicional para estes eventuais desequilíbrios. Isto é conseguido com a ligação do paciente ao terra. Um resistor de 390kΩ foi adicionado por questões de segurança (para garantir que as correntes passando pelo paciente são baixas). Apesar de não ser um sinal simétrico o ECG tem amplitudes positivas e negativas então, como a placa USB6008 permite leituras simétricas com relação ao zero, pode não ser necessário adicionar um offset ao sinal. O ganho do In Amp depende do maior sinal que se deseja capturar e da faixa de valores escolhido para a entrada da placa USB6008. No caso da iusbdaq-u precisaríamos adicionar um offset ao sinal captado. Princípios de Instrumentação Biomédica UFRJ, 2015/1 20

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