Un viaggio nell'elettronica

di Rotondo Riccardo

classe 5^ TB (ind. Elettronica e Telecomunicazioni)

a.s. 2008/2009

All'attenzione della commissione d'esame

• Prof. Papale Carmelo (presidente)
• Prof.ssa Mazzucato Dina (matematica)
• Prof. Santoiemma Maurizio (sistemi elet. aut.)
• Prof. Mitrotta Ercole (TDP)
• Prof. Morandin Andrea (Elettronica e Telecomunicazioni)
• Prof.ssa Pergammi Marcella (economia e diritto)
• Prof.ssa Scattolin Chiara (lettere)

Indice

(tra parentesi il relativo numero di pagina)

• 1) Caratteristiche dell'Holter (3)
• 2) Caratteristiche dell'impulso cardiaco (4)
• 3) Schema a blocchi (5)
• 3.1) Rilevazione dati (6)
• 3.2) Amplificazione (6)
• 3.3) Filtro passa banda (8)
• 3.4a) Comparatore (10)
• 3.5a) Elaborazione 1 PIC (11)
• 3.6a) Visualizzazione frequenza (LCD) (12)
• 3.4b) Condizionamento (12)
• 3.5b) Elaborazione 2 PIC (14)
• 3.6b) Trasmissione a radiofrequenza (15)
• 3.6b.1) RS232 (16)
• 3.6b.2) TX-DFM 12V (19)
• 3.6b.3) RX-DFM 3V3 (21)
• 3.7) Visualizzazione segnale (PC) (22)

1

Approfondimento: le antenne

• 4.1) Concetti generali (23)
• 4.2) Il dipolo elettrico (24)
• 4.2.1) Densità di potenza (25)
• 4.2.2) Impedenza caratteristica (25)
• 4.2.3) Area efficace e potenza ricevuta (26)
• 4.2.4) Rendimento (27)
• 4.2.5) Banda passante (27)
• 4.3) Il dipolo ripiegato (28)
• 4.4) Antenna Yagi (29)
• 4.5) Antenna logperiodica (30)
• 4.6) Antenna biconica (31)

Test di laboratorio EMC

• 5.1) Fonti norme EMC e generalità (33)
• 5.2) Emissioni irradiate (35)
• 5.3) Immunità irradiate (36)
• 5.4) Altre prove di laboratorio effettuate (37)
• 5.5) Flicker (37)
• 5.6) Emissioni condotte (38)

Grafici, schemi e foto

• Fig. 1: visualizzazione impulso cardiaco (4)
• Fig. 2: schema a blocchi dell'esperienza (5)
• Fig. 3: pin configuration (6)
• Fig. 4: struttura intera INA 131 (6)
• Fig. 5: visualizzazione del segnale in seguito al filtraggio (8)
• Fig. 6: spettro dell'impulso cardiaco (8)
• Fig. 7: filtro passa banda (9)
• Fig. 8: visualizzazione del segnale “squadrato” (10)
• Fig. 9: circuito comparatore (10)
• Fig. 10: logica elaborazione 1 (11)
• Fig. 11: circuito astabile (11)
• Fig. 12: circuito differenziale (13)
• Fig. 13: struttura segnale RS232 (16)
• Fig. 14: schema a blocchi struttura interna TX-DFM 12V (19)
• Fig. 15: schema a blocchi struttura interna RX-DFM 3V3 (21)
• Fig. 16: variazione del campo elettrico e di quello magnetico lungo la linea di trasmissione e lungo il dipolo elettrico (24)
• Fig. 17: concetto di densità di potenza (26)
• Fig. 18: concetto di dipolo ripiegato (28)
• Fig. 19: struttura antenna Yagi (29)
• Fig. 20: effetto dell'applicazione di direttori e riflettori (29)
• Fig. 21: struttura antenna logperiodica (30)
• Fig. 22: dimensionamento parametri di costruzione (30)
• Fig. 23: struttura antenna biconica (31)
• Fig. 24: postazione prova di emissione irradiata: cabina schermata e zona elaborazione (35)
• Fig. 25: zona elaborazione per prove di emissione condotta (38)
• Fig. 26: risultato di una prova di emissione condotta (39)

2

1) Caratteristiche dell'Holter

Il progetto presentato si può ricondurre ad uno strumento usato in medicina chiamato Holter ECG (prende il nome dal suo inventore, il Dr Norman J. Holter).

A livello industriale un Holter ECG è in grado di evidenziare occasionali aritmie, non identificabili durante il breve tempo di un'elettrocardiografia standard. Per pazienti con sintomi ancora più "sfuggenti", l'Holter ECG può essere usato anche per un mese o più, invece di un suo utilizzo strettamente quotidiano, come previsto nella norma.

Come l'elettrocardiografia classica, l'Holter ECG registra i segnali da elettrodi posizionati sul torace. Gli elettrodi, il cui numero e posizione variano con il modello (per lo più tra tre ed otto), sono connessi ad una apparecchiatura, agganciata alla cintura, che riceve e registra i segnali.

I modelli più vecchi usavano bobine o audiocassette standard (C60, C90), ed erano molto lenti; oggigiorno la registrazione avviene su memorie digitali flash, i dati sono trasferiti su computer, ed un programma effettua in automatico una prima analisi, conteggia i complessi QRS, indica la frequenza cardiaca media, massima e minima, ed evidenzia le aree che meritano una più attenta osservazione.

Gli elettrodi si posizionano su piani ossei, per minimizzare l'artefatto da attività muscolare.

Sono pertanto disponibili modelli da 24 ore o 30 giorni.

Il mio progetto di Holter ECG, invece, esegue prettamente quella che è la funzione principale di tale dispositivo: monitorare l'attività elettrica del cuore.

Il funzionamento prevede infatti il campionamento del periodo di tempo che intercorre tra un impulso cardiaco e il suo successivo, ovvero la frequenza cardiaca, prelevando lo stesso impulso mediante 3 elettrodi (misura in modo comune: 2 elettrodi posizionati sul torace presso gli ipotetici assi lungo i quali si registrano i potenziali elettrici del cuore e uno sulla caviglia destra come massa).

Tale frequenza viene visualizzata su un display LCD e il segnale monitorato su un monitor.

Il principio su cui si basa la misurazione dell'attività elettrica del cuore è prettamente fisiologico: l'insorgere degli impulsi nel miocardio porta alla generazione di differenze di potenziale (in seguito ddp), che variano nello spazio e nel tempo e che possono essere registrate tramite degli elettrodi.

ddp

La registrazione della ddp da parte di elettrodi posti sulla superficie corporea avviene grazie alla conducibilità dei liquidi interstiziali del corpo umano (assi immaginari accennati precedentemente).

Il tracciato elettrocardiografico rappresenta il metodo più facile, meno dispendioso e più pratico per osservare se l'attività elettrica del cuore è normale oppure se sono presenti patologie.

Nell'esecuzione delle varie prove in laboratorio, invece, mi sono servito di un oscilloscopio (PC).

Il normale tracciato ECG presenta un aspetto caratteristico che varia soltanto in presenza di problemi. Il tracciato è caratterizzato da diversi tratti denominati positive e negative, che si ripetono ad ogni ciclo cardiaco.

3

2) Caratteristiche dell'impulso cardiaco

Fig. 1: visualizzazione impulso cardiaco

Onda P: è la prima onda che si genera nel ciclo, e corrisponde alla depolarizzazione degli atri. È di piccole dimensioni, poiché la contrazione degli atri non è così potente. La sua durata varia tra i 60 e i 100 ms.

Pausa AV: ha una durata che va dai 60 ai 100 ms.

Complesso QRS: si tratta di un insieme di tre onde che si susseguono l'una all'altra, e corrisponde alla depolarizzazione dei ventricoli. L'onda Q è negativa e di piccole dimensioni; la R è un picco molto alto positivo; la S è un'onda negativa anch'essa di piccole dimensioni. La durata dell'intero complesso è compresa tra i 60 e 110 ms. In questo intervallo avviene anche la ripolarizzazione atriale che però non risulta visibile perché mascherata dalla depolarizzazione ventricolare.

Tratto ST: dura all'incirca 60 ms.

Onda T: rappresenta la ripolarizzazione dei ventricoli. Non sempre è identificabile, perché può anche essere di valore molto piccolo. Ha una durata compresa tra 160 e 200 ms.

Onda U: è un'onda che non sempre è possibile apprezzare in un tracciato, dovuta alla ripolarizzazione dei muscoli papillari.

Eseguendo un rapido calcolo ci si può ricondurre alla durata minima e massima di un singolo impulso cardiaco in regime di normalità, sommando i periodi di ciascuna fase che compone l'onda.

4

3) Schema a blocchi del progetto

• 1) Rilevazione dati
• 2) Amplificazione
• 3) Filtro passa banda
• 4b) Condizionamento
• 4a) Comparatore
• 5b) Elaborazione 2 PIC 16f876
• 5a) Elaborazione 1 PIC 16f876
• 6a) Visualizzazione frequenza (LCD)
• 6b) Trasmissione a radiofrequenza TX-DFM 12V RX-DFM 3V3
• 7) Visualizzazione segnale (PC)

Fig. 2: schema a blocchi dell'esperienza 5

3.1) Rilevazione dati

Fase in cui si rileva l'attività cardiaca sotto forma di impulsi attraverso degli elettrodi opportunamente posizionati sul corpo umano. Il cavo che li collega allo stadio successivo del circuito prevede un'accurata schermatura da disturbi esterni.

Nel caso generale un sensore (o trasduttore) ha la funzione di convertire una qualunque grandezza fisica in una grandezza elettrica (tensione o corrente). Pertanto un trasduttore consiste in un componente elettronico (resistenza, capacità o induttanza) che varia il suo valore al variare della grandezza fisica che rileva (temperatura, umidità, pressione, etc.).

Un elettrodo invece è un particolare tipo di sensore che rileva una grandezza già di tipo elettrico (analogico) direttamente collegabile ad un circuito mediante cavi o trasmissioni a radiofrequenza.

3.2) Amplificazione

Fase in cui il segnale, proveniente dai sensori, essendo troppo debole in termini di ampiezza ha necessità di essere amplificato. In questo stadio si utilizza pertanto un amplificatore operazionale per strumentazione: l'INA131, il quale ha le seguenti caratteristiche (datasheet INA131):

Fig. 3: pin configuration

250 Ω

G = 100 +

R_g

dove G = V_o/(V_in⁺ - V_in^-) e Rg è la resistenza esterna applicabile per variare il guadagno (senza resistenza esterna l'integrato amplifica da solo 100).

Fig. 4: struttura intera INA 131 6

Infatti, analizzando il circuito applicando il principio della sovrapposizione degli effetti, si ottiene (vengono chiamati Vo1 l'uscita di A1 e Vo2 quella di A2):

-

a) V_in^- a massa: 25000

Vo₂' = ×

�1 + �

2630

25000

Vo₁' = × �- �

2630

25000 25 25 5

Vo₂' - Vo₁' = × - 1 = 5 × � + + � = 5 × 52,63

5000 2,63 2,63 2,63

+

b) V_in⁺ a massa: 25000

Vo₁'' = × �1 + �

2630

25000

Vo₂'' = × �- �

2630

25000 25 25 5

Vo₂'' - Vo₁'' = × - 1 = 5 × �- - - � = 5 × (-52,63)

2,63 2,63

5000 2,63

Pertanto si sommano i valori delle Vo parziali:

5 5 × 52,63

Vo' + Vo'' = + × 52,63 - × 52,63 = × -

2,63 2,63 2,63

ovvero un differenziale con amplificazione 100 (si ricorda che

Vo = 100 × (V_in⁺ - V_in^-),

l'amplificazione è espandibile).

Matematicamente ciò è dimostrabile calcolando un semplice limite: non applicare nessuna resistenza R vuol dire che ai capi della resistenza interna da 2,63 k (cioè tra i morsetti 1 e 8) è presente un'alta impedenza, (un circuito aperto per intendersi meglio), paragonabile ad una resistenza R di valore elevatissimo, tendente all'infinito. In pratica:

G

G (senza resistenza esterna) = lim �100 + � = 100

R → ∞

250000

7

3.3) Filtro passa banda

In questo stadio il segnale si presenta in questo modo:

Fig. 5: visualizzazione del segnale in seguito al filtraggio

Fase in cui il segnale che esce dall'INA 131 viene “filtrato”, ovvero si fa in modo che una qualsiasi componente continua non possa sommarsi al segnale in modo tale da disturbare quello utile facendo così variare l'ampiezza dell'onda (eliminazione dell'effetto del valore medio).

Pertanto l'uscita dell'amplificatore si stabilizzerà in un preciso range di tensione (sono stati misurati valori che vanno dai -4 V ai 9 V).

Successivamente occorre limitare la banda in modo tale che frequenze superiori ad essa non disturbino anch'esse il segnale utile.

Considerando il nostro segnale analogico si potrebbe dire che il suo andamento assomigli molto a quello di un'onda rettangolare: un livello basso prossimo allo zero e picchi elevati con periodo relativamente breve di forma appunto simile a quella di un rettangolo.

Lo spettro del segnale da elaborare ha i seguenti parametri:

τ = 100 ms, T_max = 333 ms, cioè f max = 3 Hz e DC = 30 %).

Fig. 6: spettro dell'impulso cardiaco sin()

=

I valori di X_n (ampiezza delle armoniche) si calcolano:

1

Considerando che (spazio tra un'armonica e la sua successiva) e si ottiene:

= =

3

3 , dove si può notare che per n=3,6,9,... , X_n è uguale a 0 (fig. a sinistra).

= sin � �

3

In termini di frequenza si considera (frequenza dell'n-esima armonica), in base al quale lo spettro si può considerare sino alla 9^ armonica (fig. a destra).

= = = 30

-3

100 × 10

Ora, per escludere la componente continua, si imposta una valore fti uguale a 3 Hz mentre la frequenza massima fts viene impostata a 33 Hz (= -).

8

C2

R1 Vo

Vi C1 R2

Fig. 7: filtro passa banda

Siccome: 1

= (passa basso)

2

1 1

1

= (passa alto)

2

2 2

e considerando C₁ = C₂ = 1 µF si ottiene

1 10⁶

= = ≅ 53051 Ω

2 6

2 ×

1 10⁶

= = ≅ 4822 Ω

1 2 × 66

1

calcolabile anche attraverso la formula:

2

=

1 -6

1 + 60 × 10

3.4a) Comparatore

In questo stadio il segnale si presenta in questo modo:

Fig. 8: visualizzazione del segnale “squadrato”

Fase in cui il segnale dell'impulso cardiaco viene “squadrato”, ovvero trasformare il segnale analogico composto da valori di tensione molteplici in soli due livelli: 0 e 1, in modo tale da rendere possibile la sua elaborazione a livello di software.

Il comparatore consiste in un amplificatore operazionale che ha all'ingresso non invertente una tensione di riferimento fissata da me pari a 6 V, e all'ingresso invertente il segnale dell'impulso cardiaco stesso.

Quando tale segnale raggiunge o al più supera la tensione di 6 V commuta a livello alto (1) corrispondente al valore positivo dell'alimentazione (+Vcc), altrimenti rimane a livello basso (0) corrispondente al valore negativo di alimentazione (-Vcc).

Come è possibile osservare dal grafico dell'impulso il picco di 6 V è possibile averlo solo in presenza di un'onda R (picco positivo elevato).

VCC VCC

Vi

R1 Vo

R2 VEE

Fig. 9: circuito comparatore 10

3.5a) Elaborazione 1

Fase in cui avviene la vera e propria misura dell'impulso cardiaco misurando il periodo che intercorre tra un impulso e il suo successivo.

Attraverso il seguente schema è possibile capire facilmente la logica utilizzata:

Fig. 10: logica elaborazione 1

Onda A: rappresenta il battito cardiaco (è il segnale che esce dal comparatore).

Onda B: rappresenta il segnale ad onda quadra generato da un circuito astabile con frequenza 100 Hz (0,01 sec).

R1

= ln �1 + 2 �

1 1 1

3

VCC

2

= ln �1 + 2 �

2 1 1

3

Vo

2

= + = 2 ln �1 + 2 �

1 2 1 1

3

R2 1 1

= =

VEE

C1

2

2 ln �1 + 2 �

1 1

3

R3 ln �1 + 2 �

1 1

1 3

= × 100 = × 100

2

2 ln �1 + 2 �

1 1

3

1

= × 100 = 50%

2

Fig. 11: circuito astabile 11

Settando adeguatamente i registri del PIC si fa in modo che esso sia sensibile ad un interrupt in cui il segnale da livello logico basso passi a livello logico alto, facendo partire il contatore del TIMER (TMR0) il quale conterà il numero di impulsi dell'astabile tra due impulsi successivi del battito cardiaco.