ABSTRACT
DESIGN OF BIOPOTENTIAL AMPLIFIER
ELECTROCARDIOGRAPHY (ECG) BASED ON IC AD620
By
IMAM NASIQIN
The electrical activity of heart is the basis of electrocardiography (ECG) in monitoring heart condition. ECG circuit consists of biopotential amplifier using IC AD620, bandpass filters, notch filter and non-inverting amplifier. Biopotential amplifier circuit of an ECG instrumentation become a major component in this research. All the characteristics of this circuit is tested using a signal generator and the output of the ECG component was observed using an oscilloscope. The results of the research are biopotential amplifier capable to amplify weak bioelectric signals up to 23 times, bandpass filter type Sallen-Key passing signal frequency from 0,05 Hz to 110 Hz. Notch filter Wien-Bridge type capable of suppressing noise interference 50 Hz electric network of -29,95 dB. Non-inverting amplifier capable amplifies the signal up to 28 times. ECG circuits tested using an oscilloscope to read the ECG signals on leads I, II and III.
Keyword : Bandpass filter, Electrocardiography (ECG), IC AD620, Notch filter.
ABSTRAK
RANCANG BANGUN PENGUAT BIOPOTENSIAL ELEKTROKARDIOGRAFI (EKG) BERBASIS IC AD620
Oleh IMAM NASIQIN
Aktivitas listrik jantung menjadi dasar Elektrokardiografi (EKG) dalam mengamati kondisi jantung. Rangkaian EKG terdiri dari penguat biopotensial menggunakan IC AD620, bandpass filter, notch filter dan penguat non-inverting. Rangkaian penguat biopotensial dari sebuah instrumentasi EKG menjadi komponen utama dalam penelitian ini. Semua rangkaian ini diuji karakteristiknya menggunakan signal generator sebagai pembangkit sinyal dan keluaran dari komponen EKG diamati menggunakan osiloskop. Diperoleh hasil dari penguat biopotensial mampu menguatkan sinyal lemah biolistrik hingga 23 kali penguatan, bandpass filter tipe Sallen-Key mampu meloloskan frekuensi sinyal dari 0,05 Hz - 110 Hz. Notch filter tipe Wien-Bridge mampu menekan noise interferensi jaringan listrik 50 Hz sebesar -29,95 dB. Penguat non-inverting mampu menguatkan sinyal hingga 28 kali penguatan. Pengujian rangkaian EKG menggunakan osiloskop untuk membaca sinyal EKG pada lead I, II, dan III.
RANCANG BANGUN PENGUAT BIOPOTENSIAL ELEKTROKARDIOGRAFI (EKG) BERBASIS IC AD620
Oleh
IMAM NASIQIN
Skripsi
Sebagai Salah Satu Syarat untuk Mencapai Gelar
SARJANA SAINS
Pada
Jurusan Fisika
Fakultas Matematika dan Ilmu Pengetahuan Alam
UNIVERSITAS LAMPUNG BANDAR LAMPUNG
Jirdul
Skripli,..''':"'''
:.:' ''':l'::"
:: ' \ama Mahasiswa
' r.: .:
\omor Pokok'Mahasiswa . .'..:
-;urusan
: slxlElS
{rif
Su rtonor .$i$i., :i}tr*$it'M$$*i\TP
19710909'2CI0012,l',00tr, ""rt".:::-,,.'..11.t,:..: ,. :..:,.,.,..: ...
:
NANCAXC BANGIIN FEI\IGUff 'BIOrcTEBTSIAL':..;FJ
OKARDIOGRAFI.{fiKG''BEABASISAD6}$: lmam Nasiqin
:081704t036
:
:
Maiematikq darr.Iknu PengetahuanAlam , :,1-,,,:.:ii€rriius Ahmad'Psuzio $"Si., M.T:
MP
19801010200501t
0022;: Ketna Jurusan Fisil{c F}VIIPA
ti;:s.sii",h&$i.
::':. :,
. t, t...)l
vii
RIWAYAT HIDUP
Penulis bernama lengkap Imam Nasiqin dilahirkan pada tanggal
14 Oktober 1990 dilahirkan di Kotabumi Kabupaten Lampung
Utara dan merupakan anak pertama dari dua bersaudara
pasangan dari Bapak Sahid dan Ibu kamiyati.
Penulis memulai perjalanan sekolah berawal dari taman kanak (TK) di TK islam
Al-muhajirin dan lulus pada tahun 1996 kemudian melanjutkan ke sekolah di
SDN 1 Semuli Jaya hingga lulus pada tahun 2002. Selanjutnya melanjutkan
sekolah di SMPN 1 Abung Semuli lulus pada Tahun 2005 dan melanjutkan
sekolah di SMAN 1 Abung Semuli lulus pada tahun 2008. Setalah lulus dari SMA
kemudian penulis melanjutkan kuliah di Jurusan Fisika FMIPA Universitas
Lampung Melalui jalur SNMPTN. Selama menjadi mahasiswa penulis aktif dalam
berbagai organisasi. Penulis tergabung dalam Himpunan Mahasiswa Fisika
(HIMAFI) sebagai anggota SAINTEK periode 2009 - 2010, UKM Rohani Islam
(ROIS) Fakultas MIPA sebagai Ketua Biro Bimbingan Baca quran (BBQ) periode
2010-2011 dan Lembaga Dewan Perwakilan Mahasiswa (DPM) Fakultas MIPA
sebagai Ketua DPM periode 2011-2012. Selain aktif di organisasi penulis juga
aktif dalam bidang akademik , Penulis juga aktif sebagai asisten praktikum yaitu
Fisika Dasar I, Fisika Dasar II, Pemogram komputer, Elektronika Dasar I,
viii
dan Sistem Transmisi Data. Selain itu penulis juga aktif menjadi pengurus
Laboratorium Pemodelan Fisika. Penulis pernah mengikuti lomba ON-MIPA PT
2009 di yogyakarta dan tahun 2012 mengikuti lomba OSN-PTI yang diadakan
oleh PT. Pertamina dalam bidang riset dan lolos seleksi tingkat regional Sumatra
bagian selatan.
Penulis melaksanakan Praktik Kerja Lapangan (PKL) di PT. Pertamina (Persero)
RU III Plaju – Sungai Gerong dengan judul “Sistem Pengontrolan Level Caustic
Colomn-202 di Unit Purification Polypropylane PT. Pertamina (Persero) RU III
ix
MOTTO
Sesungguhnya bersama kesulitan ada kemudhan. Maka apabila engkau
telah selesai (dari sesuatu urusan) tetaplah berkerja keras (untuk urusan yang lain), dan hanya kepada Tuhanmulah engkau berharap”
(QS. Al-Insyiroh : 6-8)
“Sebaik
-baik manusia adalah yang bermanfaat bagi orang lain
”
“
kita tidak dapat mengubah masa lalu tapi kita dapat
x
Bismillahirrohmanirrohim
Aku Persembahkan Karya sederhana ini kepada :
Orang Tuaku
(Bapak Sahid dan Mamak Kamiyati)
Jazakallah atas segalanya yang telah diberikan
untuk ku..
Untuk adik tercinta ku Anis Rohmiati (
Kuning
) yang
selalu mendukung ku..
xi
KATA PENGANTAR
Segala puji bagi Allah SWT berkat rahmat dan hidayah Nya, sehingga penulis
dapat menyelesaikan kuliah dan skripsi dengan baik. Judul skripsi ini adalah
“RANCANG BANGUN PENGUAT BIOPOTENSIAL ELEKTROKARDIOGRAFI (EKG) BERBASIS IC AD620”. Shalawat dan salam kepada Nabi Muhammad
SAW, keluarga dan pengikutnya.
Skripsi ini dilaksanakan pada bulan April 2015 sampai bulan Mei 2015 bertempat
di Laboratorium Elektronika Dasar Jurusan Fisika Fakultas Matematika dan Ilmu
Pengetahuan Alam Universitas Lampung.
Penekanan skripsi ini adalah menciptakan alat elektrokrdiografi yang berfungsi
pendeteksi aktivitas jantung secara akurat dengan menggunakan komponen
sederhana dan mudah didapatkan dipasaran. Penulis menyadari bahwa penyajian
skripsi ini masih banyak kekurangan dalam penulisan maupun referensi data. Oleh
karena itu, penulis mengharapkan kritik dan saran yang membangun dari berbagai
pihak demi perbaikan dan penyempurnaan laporan ini. Semoga laporan ini dapat
menjadi rujukan untuk penelitian berikutnya agar lebih sempurna dan dapat
memperkaya khasanah ilmu pengetahuan.
Bandar Lampung, 27 Juni 2015
xii
SANWACANA
Alhamdullillah , penulis menyadari bahwa skripsi ini dapat terselesaikan dengan
baik berkat dorongan, bantuan dan motivasi dari berbagai pihak, oleh karena itu
pada kesempatan ini penulis ingin mengucapkan terima kasih kepada :
1. Bapak Arif Surtono, M.Si., M.Eng. sebagai pembimbing I yang telah
memberikan ide skripsi dan bimbingan sejak awal hingga penelitian ini
selesai dan senantiasa memberikan nasehat agar dapat bersikap lebih baik
dan berfikir lebih maju
2. Bapak Gurum Ahmad Pauzi, S.Si., M.T. atas kesediannya menjadi
Pembimbing II yang senantiasa memberikan masukan-masukan serta
nasehat untuk menyelesaikan tugas akhir.
3. Bapak Drs. Amir Supriyanto, M.Si. atas kesediaannya sebagai Penguji
yang telah mengoreksi kekurangan, memberi kritik dan saran selama
penulisan skripsi.
4. Ibu Dra. Dwi Asmi,Ph.D. selaku Pembimbing Akademik (PA) yang
memberikan bimbingan serta nasehat dari awal perkuliahan sampai
menyelesaikan tugas akhir.
5. Ibu Dr. Yanti Yulianti, M.Si. selaku ketua jurusan Fisika.
xiii
7. Para sahabat: Agustiawan, Julay, Nurma, Firda, Ilfa, Bang Feb, Oliv, Muji,
Cho, Ulum, Fina, Itun, Ningrum, Harjono, Riza, Dio, Fitri, Ali
Akbar,Encep.
8. Seluruh adik-adik angkatan 2009, 2010, 2011, 2012, 2013, 2014 atas
dukungannya.
9. Semua pihak yang tidak dapat disebutkan satu-persatu, yang telah
membatu penulis selama menyelesaikan Skripsi.
Semoga Allah SWT memberi balasan atas segala usaha yang telah dilakukan oleh
berbagai pihak sehingga skripsi ini dapat selasai dan bermanfaat.
Bandar Lampung,
xiv
DAFTAR ISI
Halaman
ABSTRAK ... i
ABSTRACT ... ii
HALAMAN JUDUL ... iii
HALAMAN PERSETUJUAN ... iv
HALAMAN PENGESAHAN ... v
PERNYATAAN ... vi
RIWAYAT HIDUP ... vii
MOTTO ... ix
PERSEMBAHAN ... x
KATA PENGANTAR ... xi
SANWACANA ... xii
DAFTAR ISI ... xiv
DAFTAR GAMBAR ... xvi
DAFTAR TABEL ... xx
I. PENDAHULUAN A. Latar Belakang ... 1
B. Rumusan Masalah ... 3
C. Batasan Masalah ... 4
D. Tujuan Penelitian ... 4
E. Manfaat Penelitian ... 5
II. TINJAUAN PUSTAKA A. Penelitian sebelumnya ... 6
xv
2. Biolistrik ... 9
3. Aktifitas Listrik Jantung ... 14
4. Potensial Listrik Jantung... 16
5. Prinsip Dasar Pengukuran Elektrokardiografi ... 18
6. Gelombang Jantung ... 22
7. Sensor Bioelektroda ... 26
8. Buffer ... 28
9. Penguat Biolistrik ... 29
10. IC Penguat Instrumentasi AD620 ... 32
11. Driven Right Leg ... 34
12. Filter ... 36
13. Penguat Akhir ... 45
III. METODE PENELITIAN A. Waktu dan Tempat Penelitian ... 47
B. Alat dan Bahan ... 47
C. Prosedur Penelitian ... 48
D. Metode Analisis 1. Pengujian Penguat Biolistrik ... 57
2. Pengujian Filter Analog ... 58
3. Pengujian Penguat Akhir ... 58
5. Pengujian Akuisisi Sinyal Elektrokardiografi ... 59
IV. HASIL DAN PEMBAHASAN 1. Penguat Biopotensial ... 60
2. Bandpass filter ... 63
3. Notch filter 50 Hz ... 68
4. Penguat non-inverting (tak membalik) ... 72
5. Akuisisi sinyal elektrokardiografi ... 74
V. KESIMPULAN A. Kesimpulan ... 78
B. Saran ... 78
xvi
DAFTAR GAMBAR
Halaman
Gambar 1. Posisi jantung dalam tubuh ... 7
Gambar 2.Bagian-bagian jantung... 8
Gambar 3. Tingkat konsentrasi ion K+, Na+, Cl-, dan ion-ion protein di dalam dan luar sel (dalam mol/L) .
...
10
Gambar 4. Model potensial istirahat (a) Ion K+ menyebar dari H ke L, menghasilkan beda potensial (lapisan dipol) sepanjang membran dan menghasilkan potensial. (b) keadaan seimbang... 11
Gambar 5.Gelombang aktifitas listrik sel saraf ... 12
Gambar 6. Transmisi impuls saraf sepanjang akson. (a) potensial istirahat akson sekitar – 80 mV. (b) rangsangan pada bagian kiri menyebabkan depolarisasi membran. (c) Arus positif mengalir pada tepi leading. (d dan e) Sementara itu, ion K+ keluar dari inti akson dan memulihkan potensial istirahat (repolarisasi membran). Tegangan yang berpindah sepanjang saraf adalah potensial aksi ... 13
Gambar 7. Bentuk gelombang potensial aksi dari (a) saraf akson (b) sel otot kerangka (c) sel otot jantung ... 14
Gambar 8. Penjalaran Depolarisasi ... 16
Gambar 9. Skema potensial aksi turun pada dinding jantung. Beberapa arus ion, diindikasikan oleh lingkaran, yang melalui torso diindikasikan sebagai resistor. ... 17
Gambar 10. Distribusi potensial bagian dada pada saat ventrikel depolarisasi separuh. Electrode yang diletakkan di titik A, B, dan C mengindikasikan potensial pada saat itu ... 17
Gambar 11. Lead standar bipolar ... 19
Gambar 12. Lead Ekstremitas unipolar ditingkatkan. ... 20
xvii
Gambar 14. Sinyal Elektrokardiografi Normal ... 22
Gambar 15. Gelombang P ... 23
Gambar 16. Gelombang Q. ... 24
Gambar 17. Gelombang R. ... 24
Gambar 18. Gelombang S ... 25
Gambar 19 Gelombang T. ... 25
Gambar 20 (a) bagian-bagian Elektroda. (b) Elektroda ... 26
Gambar 21. Model rangkaian ekivalen elektroda ... 27
Gambar 22. Rangkaian ekivalen elektoda paralel ... 28
Gambar 23 Rangkaian Buffer ... 28
Gambar 24 Penguat instrumentasi ... 30
Gambar 25. Konfigurasi pin AD620 ... 32
Gambar 26 Skematik sederhana AD620 ... 33
Gambar 27 Rangkaian AD620 untuk monitoring ... 34
Gambar 28. Rangkaian Driven Right Leg... 35
Gambar 29. Rangkaian Driven Right Leg dengan factorβ ... 36
Gambar 30. Rangkaian Ekuivelen Driven Right Leg ... 36
Gambar 31. Bandpass filter dengan gain maksimal pada frekuensi resonansi fr.. ... 37
Gambar 32. Rangkaian bandpass filter pita lebar . ... 39
Gambar 33. Respon Frekuensi bandpass filter ... 40
Gambar 34. Rangkaian bandpass pita sempit ... 41
Gambar 35. Respon frekuensi bandpass pita sempit.. ... 41
Gambar 36. Respon frekuensi tapis takik ... 42
xviii
Gambar 38.Tapis takik dari bandpass filter dan inverting adder. ... 44
Gambar 39. Rangkaian Penguat non-inverting. ... 45
Gambar 40. Diagram alir penelitian. ... 49
Gambar 41. Diagram alir perancangan komponen EKG ... 50
Gambar 42. Rangkaian AD620 ... 52
Gambar 43. Rangkaian penguat biopotensial AD620 ... 53
Gambar 44. Rangkaian Bandpass Filter. ... 54
Gambar 45. Rangkaian Notch Filter wein bridge 50 Hz ... 55
Gambar 46. Rangkaian penguat non-inverting ... 57
Gambar 47. Osiloskop. ... 59
Gambar 48. Perangkat elektrokardiografi berbasis IC AD620 ... 60
Gambar 49. Rangkaian pengujian pada penguat biopotensial ... 61
Gambar 50. Grafik hubungan antara pengutan (dB)dan Rg (kΩ) ... 63
Gambar 51. Rangkaian pengujian bandpass filter ... 63
Gambar 52. Respon bandpass filter pada frekuensi 80 Hz ... 66
Gambar 53. Respon frekuensi bandpass filter pada frekuensi 110 Hz ... 66
Gambar 54. (a) Respon frekuensi pada frekuensi 115 Hz, (b) respon frekuensi pada frekuensi 120 Hz ... 67
Gambar 55. Grafik hubungan frekuensi dan gain (dB) ... 67
Gambar 56. Rangkaian notch filter wein bridge 50 Hz ... 68
Gambar 57. Respon frekuensi notch filter wein bridge pada frekuensi 45 Hz ... 70
Gambar 58. Respon frekuensi notch filter wein bridge pada frekuensi 50 Hz ... 70
xix
Gambar 60. Hubungan Frekuensi dan gain (dB) ... 71
Gambar 61. Rangkaian penguat non-inverting ... 72
Gambar 62. Hubungan tegangan masukan dan keluaran ... 73
Gambar 63. Sinyal EKG pada lead I (a) objek 1
(b) Objek 2 (c) Objek 3 ... 74
Gambar 64.Sinyal EKG lead 1 ... 74
Gambar 65. Sinyal EKG lead II ... 75
Gambar 66. Sinyal EKG pada lead II (a) Objek 1
(b) Objek 2 (c) Objek 3 ... 75
Gambar 67. Sinyal EKG lead III ... 76
Gambar 65. Sinyal EKG pada lead III (a) Objek 1
xx
DAFTAR TABEL
Halaman
Tabel 3.1 Pengujian penguat biolistrik ... 58
Tabel 3.2 Pengujian Filter Analog ... 58
Tabel 3.3 Pengujian penguat akhir ... 59
Tabel 4.1 Hasil pengujian penguatan pada rangkain penguat biopotensial ... 62
Table 4.2 Hasil pengujian bandpass filter... 64
Table 4.3 Data hasil pengujian rangkaian notch filter wein bridge ... 69
I. PENDAHULUAN
A. Latar Belakang
Jantung merupakan salah satu organ tubuh yang sangat vital, karena jantung
berfungsi untuk memompakan darah ke seluruh jaringan tubuh. Jika terjadi
gangguan pada jantung maka akan berdampak negatif terhadap organ vital tubuh
lainnya seperti ginjal dan otak. Apabila hal tidak diindentifikasi secara dini maka
akan dapat berakibat pada kematian. Kematian yang disebabkan oleh penyakit
jantung tergolong dalam penyakit tak menular dengan angka kematiannya
mengalami peningkatan setiap tahunnya (Depkes, 2011).
Tingginya angka kematian yang disebabkan oleh jantung membuat penelitian
yang berkaitan dengan analisis isyarat jantung menjadi topik yang cukup menarik
dan semakin berkembang dewasa ini. Berkaitan dengan hal tersebut, perlu dibuat
alat yang digunakan untuk mengetahui aktivitas kerja jantung yang disebut
elektrokardiografi (EKG) (Nazmah, 2011).
EKG akan menghasilkan suatu grafik sinyal jantung atau rekaman aktivitas
jantung pada kertas milimiter yang disebut elektrokadiogram. Elektrokardiogram
2
jantung. Untuk memperoleh rekaman EKG beberapa elektroda dipasang pada
permukaan tubuh manusia sebab tubuh adalah konduktor yang baik. Perekaman
ini dilakukan dengan menempelkan elektroda-elektroda pada lokasi tertentu yang
disebut sadapan (lead) pada permukaan kulit. Sinyal yang didapatkan dari hasil
perekaman ini masih dipengaruhi oleh noise atau derau diantaranya interferensi jaringan listrik, gangguan kontak elektroda, kontraksi otot dan gangguan peralatan
yang digunakan. Noise interferensi jaringan listrik pada sinyal EKG yaitu mempunyai frekuensi 50/60 Hz.
Noise pada sinyal EKG dari interferensi jaringan listrik dapat diminimalkan dengan menggunakan filter yang didesain sedemikian rupa sehingga mampu
memisahkan sinyal dari noise. Filter takik (Notch filter) dapat digunakan sebagai
peredam interferensi jaringan listrik 50 Hz. Sinyal EKG yang telah dipisahkan
dari noise selanjutnya dapat didiagnosis oleh seorang dokter ahli jantung (Chavan,et.all, 2004).
Pada jantung terdapat aktivitas potensial listrik dengan nilai tegangan sebesar 0.05
mV– 4 mV. Tegangan yang dihasilkan oleh jantung inilah yang menjadi dasar
pengukuran tahap awal untuk membaca aktivitas jantung. Selain tegangan,
potensial listrik jantung juga memiliki nilai frekuensi yang dapat diamati oleh
peneliti. Besarnya frekuensi yang dihasilkan oleh aktivitas jantung adalah 0,05 Hz
3
Dengan latar belakang tersebut, pada penelitian ini telah dirancang rangkaian
elektrokardiografi berbasis IC AD620 sebagai penguat awal yang digunakan
untuk membaca sinyal jantung. Hal ini dikarenakan IC AD620 memiliki nilai
Common Mode Rejection Ratio ( CMRR ) yang memenuhi syarat minimal sebesar 90 dB dan untuk menguatkan tegangan jantung yang berorde millivolt hanya
membutuhkan satu resistor eksternal untuk mengatur gain 1 sampai 1000. Kemudian untuk memilih frekuensi dari sinyal jantung maka digunakan bandpass
filter. Jenis bandpass filter yang digunakan pada penelitian ini adalah bandpass filter sallen key dengan rentang frekuensi 0,05 Hz – 110 Hz.
B. Rumusan Masalah
Berdasarkan latar belakang di atas dapat diperoleh rumusan masalah sebagai
berikut.
1. Dibutuhkan sebuah instrumentasi untuk membaca sinyal biolistrik jantung
menggunakan komponen yang mudah ditemukan di pasaran dengan biaya
terjangkau.
2. Tegangan sinyal biolistrik yang dihasilkan oleh jantung sebesar 0,05 – 4 mV
sehingga dibutuhkan penguat instrumentasi yang mampu menguatkan sinyal
biolistrik jantung dengan nilai CMRR (Common Mode Rejection Ratio) yang
tinggi agar dapat menekan tegangan common mode sekecil-kecilnya .
3. Sinyal biolistrik jantung memiliki nilai frekuensi 0,05 – 110 Hz yang sangat
4
frekuensi 50 Hz sehingga dibutuhkan filter yang mampu meloloskan frekuensi
0,05 – 110 Hz dan mampu menekan frekuensi 50 Hz dari interferensi jaringan
listrik.
C. Batasan Masalah
Untuk menghindari bahasan masalah menjadi lebih jauh, batasan masalah
penelitian adalah sebagai berikut.
1. Perancangan alat ini hanya digunakan untuk mendeteksi sinyal biolistrik yang
dihasilkan oleh jantung pada lead standar bipolar ( Lead I, II dan III) dan
menampilkan sinyal EKG pada osiloskop.
2. Perancangan rangkaian elektrokardiografi menggunakan IC AD620 sebagai
komponen utama penguat instrumentasi karena memenuhi standar nilai
minimal CMRR (common mode rejection ratio) yang dibutuhkan sebesar 90
dB.
3. Filter aktif yang digunakan pada penelitian ini ada 2 jenis yaitu bandpass filter
sebagai filter yang meloloskan frekuensi 0,05 Hz – 110 Hz dan notch Filter
sebagai filter untuk menekan frekuensi 50 Hz.
D. Tujuan Penelitian
Tujuan penelitian ini adalah sebagai berikut.
1. Mengaplikasikan rangkaian penguat instrumentasi (AD620) sebagai penguat
sinyal biolistrik jantung yang mempunyai nilai Common Mode Rejection Ratio
5
2. Merancang rangkaian filter aktif yang mampu meloloskan frekuensi 0,05 Hz
sampai 110 Hz dan menekan frekuensi 50 Hz dari interferensi listrik.
3. Merancang perangkat instrumentasi elektrokardiografi (EKG) menggunakan
komponen yang mudah didapatkan di pasaran.
E. Manfaat Penelitian
Manfaat penelitian ini adalah tersedianya perangkat elektrokardiografi
sederhana dengan biaya terjangkau namun memiliki nilai akurasi pembacaan
II. TINJAUAN PUSTAKA
A. Penelitian Sebelumnya
Penelitian terkait elektrokardiografi telah dilakukan oleh beberapa peneliti
diantaranya adalah pembuatan elektrokardiografi (EKG) teknologi hibrid
menggunakan komponen surface mounting device (SMD) oleh Darmansyah dkk. (2006). Komponen SMD digunakan untuk merancang penguat dan filter
pada EKG, sehingga dihasilkan rangkaian EKG yang memiliki ukuran jauh
lebih kecil daripada rangkaian EKG yang telah ada tanpa mengurangi kinerja
dari instrumen elektronika tersebut. Penguat instrumentasi yang dirancang
mampu menguatkan sinyal sebesar 100 kali penguatan dan memberikan
CMRR sebesar 2500 dB. Rangkaian filter yang terdiri dari low pass filter dan notch filter mampu meredam frekuensi yang tidak diinginkan. Rancangan alat ini dapat bekerja dengan baik, hanya perlu ditambahkan perekam data atau
akuisisi data yang mampu langsung terintegrasi pada alat dan penggunaan
kabel yang lemah noise (low noise) akan dapat mengurangi noise yang terjadi
sehingga menghasilkan hasil yang lebih baik.
Selanjutnya Agung (2005) juga melakukan penelitian terkait realisasi
elektrokardiografi. Pada hasil pengujian komponen penyusun perangkat keras
7
terjadi pada tapis takik yaitu penekanan pada frekuensi takiknya tidak bisa nol
sehingga derau dari jala-jala listrik masih bisa memasuki rangkaian. Pada tapis
lolos pita penguatan pada lolos pita tidak benar-benar rata terutama di dekat
frekuensi potong bawah (low cut-off frequency).
Widodo (2010) membuat sistem akusisi EKG menggunakan USB untuk
deteksi aritmia. Pengolahan sinyal menggunakan bandpass filter dan low pass
filter orde 2 untuk meloloskan sinyal biolistrik jantung. Hasil pengujian dari komponen menunjukan penggunaan penguat amplifier dan pengkondisian
sinyal dibutuhkan pada masing-masing lead dan dibutuhkannya notch filter
untuk menekan interferensi jaringan listrik PLN.
Teori Dasar
1. Jantung
Jantung merupakan salah satu dari organ tubuh yang sangat vital yang
bertugas memompakan darah ke seluruh jaringan tubuh. Jantung terletak
dalam rongga dada agak sebelah kiri, di antara paru-paru kanan dan paru-paru
kiri. Massanya kurang lebih 300 gram, besarnya sebesar kepalan tangan.
8
Jantung adalah satu otot tunggal yang terdiri dari lapisan endothelium. Jantung
terletak di dalam rongga torakik, di balik tulang dada. Struktur jantung
berbelok ke bawah dan sedikit ke arah kiri. Jantung hampir sepenuhnya
diselubungi oleh paru-paru, namun tertutup oleh selaput ganda yang bernama
perikardium, yang tertempel pada diafragma. Lapisan pertama menempel
sangat erat kepada jantung, sedangkan lapisan luarnya lebih longgar dan
berair, untuk menghindari gesekan antar organ dalam tubuh yang terjadi
karena gerakan memompa konstan jantung. Jantung dijaga ditempatnya oleh
pembuluh-pembuluh darah yang meliputi daerah jantung yang merata/datar,
seperti didasar dan disamping. Dua garis pembelah (terbentuk dari otot) pada
lapisan luar jantung menunjukkan letak dinding pemisah diantara serambi dan
bilik jantung (Nazmah, 2011).
9
2. Biolistrik
Biolistrik merupakan fenomena sel. Sel-sel jaringan tubuh manusia mampu
menghasilkan potensial listrik yang merupakan lapisan tipis muatan positif
pada permukaan luar dan muatan negatif pada permukaan dalam bidang
batas/membrane (Carr, 2001). Di seluruh permukaan atau membran neuron
dalam sel terdapat beda potensial (tegangan) yang disebabkan adanya ion
negatif yang lebih di bagian dalam membran daripada di luar. Pada kondisi
ini, neuron dikatakan terpolarisasi. Bagian dalam sel biasanya mempunyai
tegangan 60-90 mV lebih negatif daripada di bagian luar sel. Beda potensial
ini disebut potensial istirahat neuron.
Fenomena potensial listrik yang terjadi pada membran sel ini telah
dirumuskan dalam sebuah persamaan Nernst (Malmivou, 1995):
Vk = -
�� �� ln
��,�
� ,�
Keterangan : Vk = Tegangan Nersnt ( mV )
R = Konstanta gas [ 8.314 J/(mol.K)]
T = Temperatur [ K (Kelvin) ]
Zk = Valensi ion ke-k
F = Konstanta Faraday [ 9.649 x 104 C/mol]
Ci,k = Konsentrasi ion k di dalam sel (mol/L)
10
Gambar 3.Tingkat konsentrasi ion K+, Na+, Cl-, dan ion-ion protein di dalam dan luar sel (dalam mol/L). Di dalam sel lebih negatif dibandingkan di luar sekitar 60-90 mV dengan medan listrik E. (Cameron, 1978).
Gambar 3 menunjukkan konsentrasi skematis dari berbagai ion di dalam dan
di luar suatu membran akson. Ketika neuron dirangsang, terjadi perubahan
potensial sesaat yang besar pada potensial istirahat di titik rangsangan.
Potensial ini disebut potensial aksi, yang menyebar sepanjang akson. Potensial
aksi adalah metode utama transmisi sinyal di dalam tubuh. Stimulasi ini dapat
disebabkan oleh rangsangan secara fisik dan berbagai reaksi kimia seperti
panas, dingin, cahaya, suara, dan bau. Jika rangsangan ini berupa sinyal listrik,
hanya diperlukan sekitar 20 mV melintasi membran untuk memulai potensial
aksi.
Potensial istirahat dapat dijelaskan dengan menggunakan model suatu
11
K+ dan ion Cl-. Diasumsikan bahwa membran memungkinkan ion K+
melewatinya tetapi tidak mengizinkan lewatnya ion Cl ˉ. Ion K+ menyebar
bolak-balik melintasi membran, namun, transfer bersih berlangsung dari
daerah konsentrasi tinggi (H) ke wilayah konsentrasi rendah (L). Akhirnya
akibat dari gerakan ini menyebabkan kelebihan muatan positif di L dan
kelebihan muatan negatif di H. Muatan tersebut berbentuk lapisan pada
membran yang berfungsi untuk menghasilkan medan listrik yang menghambat
aliran ion K+ dari H ke L. Pada akhirnya ada suatu keseimbangan (Gambar
4b). Secara kualitatif, potensial istirahat sebuah saraf ada karena membran
bersifat impermeable (tidak dapat dilewati) terhadap ions A- (protein) yang berukuran besar, dan membran tersebut bersifat permeable (dapat dilewati) untuk ion K+, Na+, dan ion Clˉ. Hal ini ditunjukkan pada Gambar 4.
Gambar 4. Model potensial istirahat (a) Ion K+ menyebar dari H ke L, menghasilkan beda potensial (lapisan dipol) sepanjang membran dan menghasilkan potensial. (b) keadaan seimbang (Cameron, 1978).
Jika ada impuls, maka butir-butir membran akan berubah dan ion-ion Na+
akan masuk dari luar sel ke dalam sel. Hal ini menyebabkan dalam sel akan
[image:31.595.151.474.414.590.2]12
Keadaan ini disebut depolarisasi. Gangguan ini sedikit mempengaruhi
potensial membran, dan cepat kembali pada nilai istirahatnya sekitar 70 mV.
Jika rangsangan tersebut kuat, menyebabkan terjadinya depolarisasi dari
-90mV menjadi -50 mV ( potensial ambang). Gelombang aktifitas listrik sel
saraf ditunjukkan pada Gambar 5.
Gambar 5. Gelombang aktifitas listrik sel saraf
Terjadinya depolarisasi menyebabkan perubahan potensial menjadi terbuka.
Ion-ion Na+ mengalir masuk ke dalam sel dengan cepat dan dalam jumlah
banyak, sehingga menimbulkan arus listrik. Aliran Na+ menyebabkan
terjadinya perubahan potensial listrik menjadi +40mV. Setelah depolarisasi,
saluran Na+ tertutup selama 1 ms sampai membran tidak dapat dirangsang
lagi. Perubahan transien pada potensial listrik diantara membran disebut
potensial aksi. Setelah mencapai puncak mekanisme pengangkutan di dalam
sel membran dengan cepat mengembalikan ion Na+ ke luar sel sehingga
membran kembali ke keadaan potensial istirahat.
Skema akson menyebarkan potensial aksi ditunjukkan pada Gambar 6. Grafik
dari potensial yang diukur antara titik P dan bagian luar akson juga
13
(Gambar 6a). Jika ujung kiri akson dirangsang, dinding membran menjadi
menyerap ion Na+ dan ion ini berjalan melalui membran, hal ini menyebabkan
terjadinya depolarisasi. Bagian dalamnya sesaat menjadi bermuatan positif
dengan tegangan sekitar 50 mV. Potensial aksi di bagian yang dirangsang
[image:33.595.151.497.329.626.2]menyebabkan pergerakan ion, seperti yang ditunjukkan oleh tanda panah pada
Gambar 6b, yang menyebabkan depolarisasi di bagian sebelah kanan (Gambar
6c, 6d, dan 6e). Sementara itu di titik rangsangan asal telah pulih (repolarisasi)
karena ion K+ telah pindah keluar untuk mengembalikan potensial istirahat
(Gambar 6c,6d, dan 6e).
14
Potensial aksi kebanyakan neuron dan sel-sel otot, berlangsung selama
beberapa mili detik, namun potensi aksi untuk otot jantung berlangsung lama
sekitar 150-300 mili detik (Gambar 7).
Gambar 7. Bentuk gelombang potensial aksi dari (a) saraf akson (b) sel otot kerangka (c) sel otot jantung. Skala waktu masing-masing berbeda. (Cameron, 1978).
3. Aktifitas Listrik Jantung
Jantung mempunyai aktifitas listrik meliputi: Nodus Sinoatrium, Nodus atrioventrikel, Berkas His dan Serabut Purkinje, inilah point penting dalam pembacaan EKG. Listrik jantung dihasilkan oleh adanya reaksi sel jantung
dengan ion Na+. Sel membran otot jantung (miokardium) berbeda dengan saraf
dan otot bergaris. Saraf dan otot bergaris memerlukan rangsangan supaya ion
Na+ masuk ke dalam sel, proses masuknya ion Na+ ke dalam sel disebut proses
depolarisasi. Sedangkan depolarisasi pada sel otot jantung, ion Na+ mudah
[image:34.595.149.477.168.400.2]15
ion Na+ akan masuk lagi ke dalam sel yang disebut depolarisasi spontan.
Depolarisasi spontan ini menghasilkan gelombang depolarisasi untuk seluruh
otot miokardium. Depolarisasi sel membran otot jantung oleh perambatan
potensial aksi menghasilkan kontraksi otot sehingga terjadi denyut jantung.
Gerakan ritmis jantung dikendalikan oleh sebuah sinyal listrik yang
diprakarsai oleh rangsangan spontan dari sel-sel otot khusus yang terletak di
atrium kanan. Sel-sel ini membentuk sinoatrial (SA) node, atau alat pacu jantung alami (Gambar 8). SA node berdetak secara berkala sekitar 72 kali per
menit. Namun, laju detak dapat ditingkatkan atau dikurangi dengan saraf
eksternal untuk mengetahui respon jantung terhadap kebutuhan darah tubuh
serta rangsangan lainnya. Sinyal listrik dari SA node memulai depolarisasi
saraf dan otot dari kedua atrium, menyebabkan atrium berkontraksi dan
memompa darah ke dalam ventrikel. Sehingga terjadilah repolarisasi dari
atrium tersebut. Sinyal listrik kemudian lolos ke atrioventrikular (AV) node, yang mengawali depolarisasi ventrikel kanan dan kiri, menyebabkan mereka
kontrak dan memaksa darah masuk ke dalam paru dan sirkulasi umum. Saraf
dan otot ventrikel kemudian mengalami repolarisasi dan siklus dimulai lagi.
16
Gambar 8. Penjalaran Depolarisasi (Cameron, 1978)
Keterangan:
1. SA node memulai gelombang depolarisasi dari atrium kanan ke atrium
kiri dalam 70 detik –> terjadi kontraksi atrium.
2. Gelombang depolarisasi berlanjut ke AV node –> AV node mengalami
depolarisasi.
3. Gelombang dari AV node melalui bundle of his (BH) dan diteruskan ke
bundle branch (BB) –> BB mengalami depolarisasi.
4. Diteruskan ke jaringan purkinje –> endokardium –> berakhir di
epikardium –> terjadi kontraksi otot jantung.
5. Setelah repolarisasi, miokardium mengalami relaksasi.
4. Potensial Listrik Jantung
Hubungan antara pemompaan jantung dengan potensi listrik pada kulit dapat
dipahami dengan mempertimbangkan perambatan potensial aksi di dalam
17
Gambar 9. Skema potensial aksi turun pada dinding jantung. Beberapa arus ion, diindikasikan oleh lingkaran, yang melalui torso diindikasikan sebagai resistor. Potensial aktif (Cameron, 1978).
Aliran arus yang dihasilkan tubuh memulai terjadinya penurunan potensi
seperti yang ditunjukkan skema pada resistor. Pada gambar 10 menunjukkan
bahwa potensial diukur pada permukaan tubuh bergantung pada lokasi
elektroda. Bentuk garis potensial ditunjukkan pada gambar 8 hampir sama
dengan yang diperoleh dari sebuah dipol listrik.
18
Garis ekuipotensial pada waktu lain dalam siklus jantung juga bisa
direpresentasikan oleh dipol listrik, namun dipol untuk waktu yang berbeda
dalam siklus akan berbeda ukuran dan orientasi. Potensial listrik (jantung)
yang diukur pada permukaan tubuh hanyalah proyeksi sesaat dari vektor dipol
listrik dalam arah tertentu. Vektor dipol listrik tersebut merupakan fungsi
perubahan dari waktu. Potensial listrik diproyeksikan sama dengan dipole
listrik tersebut. Model dipol listrik jantung ini pertama kali diusulkan oleh AC
Waller pada tahun 1889 (Cameron, 1978).
5. Prinsip Dasar Pengukuran Elektrokardiografi
Untuk mendapatkan sinyal jantung manusia dilakukan dengan cara
menempelkan elektroda ditubuh manusia. Istilah “lead” didefinisikan sebagai susunan spasial sepasang elektroda atau suatu pasangan elektroda yang
merupakan kombinasi beberapa elektroda melalui jaringan resistif (resistive
network). Satu lead ditandai “+” dan yang lain ditandai “-“. Penempatan elektroda menentukan arah rekaman lead yang disebut sumbu lead atau
sudut lead. Sumbu ditentukan oleh arah dari elektroda negatif ke elektroda
positif. Alat EKG menghitung besarnya beda potensial listrik antara
elektroda positif dan elektroda negatif (Bao, 2003). Dalam lead 12 lead
dikelompokkan menjadi 3, yaitu sebagai berikut :
a) Lead Standar Bipolar atau dikenal dengan lead Einthoven, yaitu
lead I, lead II , dan lead III.
19
c) Lead Precordial (Lead Dada) atau lead Wilson, yaitu V1, V2, V3, V4, V5 dan V6.
a. Lead Standar Bipolar
Lead standar bipolar merekam perbedaan potensial dari 2 elektrode. Lead
[image:39.595.158.510.240.447.2]ini terlihat seperti gambar 11.
Gambar 11. Lead standar bipolar (Widodo, 2000)
1. Lead I = merekam beda potensial antara tangan kanan (RA) dengan
tangan kiri (LA). Tangan kanan pada potensial (-) dan tangan kiri
pada potensial (+).
2. Lead II : merekam beda potensial antara tangan kanan (RA)
dengan kaki kiri (LF). Tangan kanan pada potensial (-) dan kaki
kiri pada potensial (+).
3. Lead III : merekam beda potensial antara tangan kiri (LA) dengan
kaki kiri (LF). Tangan kiri pada potensial (-) dan kaki kiri pada
20
b. Lead Standar Unipolar (Augmented Extremity Leads)
Lead ini mengukur tegangan suatu titik ukur terhadap tegangan rerata dua
titik lainnya, menggabungkan kombinasi dua polar sehingga menghasilkan
aVR, aVL dan aVF seperti gambar 12.
Gambar 12. Lead Ekstremitas unipolar ditingkatkan (Widodo, 2000)
Lead aVL dihasilkan dari perbedaan antara muatan LA yang dibuat
bermuatan positif dengan RA dan LF yang dibuat indifferent sehingga
listrik bergerak ke arah -30 derajat (sudutnya ke arah lateral kiri). Dengan
demikian, bagian lateral jantung dapat dilihat juga oleh Lead aVL.
Lead aVF dihasilkan dari perbedaan antara muatan LF yang dibuat
bermuatan positif dengan RA dan LA dibuat indifferent sehingga listrik
bergerak ke arah positif 90 derajat (tepat ke arah inferior). Dengan
demikian, bagian inferior jantung selain lead II dan III dapat juga dilihat
21
Lead aVR dihasilkan dari perbedaan antara muatan RA yang dibuat
bermuatan positif dengan LA dan LF dibuat indifferent sehingga listrik
bergerak ke arah berlawanan dengan arah listrik jantung -150 derajat (ke
arah ekstrem).
Lead - lead ini belum cukup sempurna untuk mengamati adanya kelainan
di seluruh permukaan jantung. Oleh karena itu, sudut pandang akan
dilengkapi dengan lead prekordial (lead dada).
c. Lead Precordial ( Lead Dada )
Lead prekordial V1, V2, V3, V4, V5, dan V6 ditempatkan secara langsung
di dada. Karena terletak dekat jantung, 6 lead itu tidak memerlukan
augmentasi. Terminal sentral Wilson digunakan untuk elektrode negatif,
dan lead-lead tersebut dianggap unipolar. Lead prekordial memandang
aktivitas jantung di bidang horizontal. Sumbu kelistrikan jantung di bidang
horizontal disebut sebagai sumbu Z. Penempatan prekordial lead
ditunjukkan pada gambar 13.
22
Lead V1, V2, dan V3 disebut sebagai lead prekordial kanan sedangkan
V4, V5, dan V6 disebut sebagai lead prekordial kiri.
6. Gelombang Jantung
Sebuah EKG yang khas melacak detak jantung normal (atau siklus jantung)
terdiri atas gelombang P, gelombang Q, gelombang R, gelombang S dan
gelombang T. Garis dasar elektrokardiogram dikenal sebagai garis isolistrik.
Khasnya, garis isolistrik diukur sebagai porsi pelacakan menyusul gelombang
[image:42.595.213.430.373.586.2]T dan mendahului gelombang P berikutnya.
Gambar 14. Sinyal Elektrokardiografi Normal (Nazmah, 2011)
a. Gelombang P
Selama depolarisasi atrium normal, vektor listrik utama diarahkan dari
23
Vektor ini akan membentuk gelombang P pada rekaman EKG, yang tegak
pada lead II, III, dan aVF (karena aktivitas kelistrikan umum sedang
menuju elektrode positif di lead-lead itu), dan membalik di lead aVR
(karena vektor ini sedang berlalu dari elektrode positif untuk lead itu).
Sebuah gelombang P harus tegak di lead II dan aVF dan terbalik di lead
aVR untuk menandakan irama jantung sebagai Irama Sinus.Hubungan
antara gelombang P dan kompleks QRS membantu membedakan sejumlah
aritmia jantung.Bentuk dan durasi gelombang P dapat menandakan
pembesaran atrium (Nazmah, 2011).
Gambar 15. Gelombang P (Nazmah, 2011)
b. Gelombang Q
Gelombang Q adalah gelombang pada EKG yang menggambarkan adanya
aktivitas listrik jantung yang sedang terjadi di septal ventrikel, dengan
depolarisasi otot ventrikel. Gelombang Q merupakan gelombang yang
terdefleksi negatif pertama setelah gelombang P. Pada keadaan normal
gelombang Q tidak boleh melebihi 1/3 atau 25 % dari gelombang R
24
Gambar 16. Gelombang Q (Nazmah, 2011)
c. Gelombang R
Gelombang R adalah gelombang positif pertama setelah gelombang Q dan
merupakan bagian gambaran gelombang EKG yang terjadi pada saat otot
ventrikel mengalami depolarisasi. Pada keadaan normal gelombang EKG
memiliki gelombang R kecil di V1 sampai V6 (Nazmah, 2011).
Gambar 17. Gelombang R (Nazmah, 2011)
d. Gelombang S
Gelombang S adalah gelombang negatif kedua setelah gelombang R.
Gelombang S merupakan bagian dari gambaran gelombang EKG yang
[image:44.595.275.387.408.545.2]25
Gambar 18. Gelombang S (Nazmah, 2011)
e. Gelombang T
Gelombang T menggambarkan repolarisasi ventrikel. Interval dari awal
kompleks QRS ke puncak gelombang T disebut sebagai periode refraksi
absolut. Separuh terakhir gelombang T disebut sebagai periode refraksi
relatif (peride vulnerabel). Pada sebagian besar lead, gelombang T positif.
Namun, gelombang T negatif normal di lead aVR. Lead V1 bisa memiliki
gelombang T yang positif, negatif, atau bifase. Disamping itu, tidak umum
untuk mendapatkan gelombang T negatif terisolasi di lead III, aVL,atau
Ava (Nazmah, 2011).
[image:45.595.276.383.563.695.2]26
7. Sensor Bioelektroda
Sensor yang digunakan untuk mendeteksi denyut jantung adalah sensor
elektroda. Elektroda adalah sensor atau tranduser yang mengubah energi ionis
dari sinyal jantung menjadi energi elektris untuk akuisisi dan pengolahan
datanya (Aston, 1990). Elektroda ini ditempelkan pada permukaan kulit pasien
pada lokasi yang sudah ditentukan yang disebut sandapan atau leads. Salah
satu elektroda yang digunakan untuk EKG adalah perak-perak klorida
(Ag-AgCl) seperti ditunjukkan pada gambar 20.
(a) (b)
Gambar 20. (a) bagian-bagian Elektroda (b) Elektroda (Komang, 2009)
Elektroda ini tersusun atas logam perak (Ag) dan garam logam perak kloride
(AgCl). Suatu pasta atau jelly elektrolit dengan konsentrasi ionik tinggi
dilapiskan antara logam elektroda ( berbentuk keping tipis perak ) dan kulit,
digunakan untuk menaikkan kondukvitasnya (Bao, 2003). Kombinasi ionik
dari pasta (jelly) dan perak elektroda membentuk larutan lokal logam di dalam
pasta (sebagai antarmuka elektroda-kulit atau elektroda-elaktrolit). Sehingga
perak (Ag) melarut ke dalam larutan pasta menghasilkan ion-ion Ag+ dengan
persamaan reaksi :
-27
Keseimbangan ionik berlangsung bila medan listrik terbentuk dengan cara
ion-ion terlarut terimbangi oleh gaya-gaya listrik dari gradein konstrasi. Ion
Akibatnya terbentuk sebuah lapisan monomolekul ion-ion Ag+ pada
permukaan elektroda dan lapisan ion-ion Cl- didekatnya. Kombinasi
lapisan-lapisan itu disebut elektroda lapisan-lapisan ganda (elektrode double layer) dan terjadi
potensial jatuh (drop potensial) E pada lapisan ini yang disebut potensial
setengah sel (helf-cell potensial). Pada kasus elektroda Ag-AgCl potensial setengah sel sebesar 0,8 V.
Adanya lapisan ganda muatan berlawanan tanda pada elektroda maka
terbentuklah sebuah kapasitor C. Namun karena elektroda Ag-AgCl bersifat
lebih mirip dengan elektorda tak-terpolarisasi maka komponen utama
impedensinya adalah resistor, misalkan R1. Berdasarkan hal tersebut,
elektroda dapat dimodelkan dengan rangkaian ekivalen seperti gambar 21.
Gambar 21. Model rangkaian ekivalen elektroda (Townsend, 2001)
Model rangkaian ekivalan seri ini perlu dimodifikasi karena nilai impedansi
elektrode tidak meningkat hingga tak terbatas ketika frekuensi cenderung nol.
Sehingga perlu ditambahkan resistor paralel terhadap kapasitor (C). Nilai-nilai
R1, R2 dan C tergantung pada daerah elektroda, kondisi permukaan, densitas
arus dan jenis dan konsentrasi elektroda pasta digunakan. ( Nilai tipikal adalah
28
Gambar 22. Rangkaian ekivalen elektoda paralel (Townsend, 2001)
8. Buffer
Buffer adalah rangkaian yang nilai masukan sama dengan hasil keluaran.
Buffer memiliki fungsi sebagai pengikut tegangan, pengikut sumber, pengikut
gain satuan, pengikut buffer atau penguat isolasi (Coughlin and Driscoll,
1993). Buffer digunakan untuk menghindari efek pembebanan pada Vo
[image:48.595.163.461.87.158.2]sehingga tetap terjaga Vo = Ei . Rangkaian buffer seperti pada gambar 23.
Gambar 23. Rangkaian Buffer
Dengan metode hubungan singkat antara jalur input non-inverting dan jalur
output operasional amplifier (op-amp) maka diperoleh perhitungan matematis
sebagai berikut.
Vout≈ Vin (1)
Sehingga didapat nilai penguatan tegangan (Av) sebagai berikut;
Av = ��
29
Dari persamaan 2 terlihat bahwa rangkaian operasional amplifier di atas tidak
memilki faktor penguatan tegangan ( Av = 1) atau tidak terjadi penguatan
tegangan. Rangkaian buffer menghasilkan penguatan +1.
Rangkaian buffer sangat menguntungkan karena suatu penguatan dengan
masukan hambatan (impedensi input) yang sangat tinggi dan keluaran
hambatan (impedensi output) yang sangat rendah. Jika sumber tegangan yang impedansi internalnya sangat besar dihubungkan dengan penguat yang
impedansi inputnya rendah, maka sinyal tegangan dari sumber akan melemah
(karena efek pembebanan, pembagi tegangan) dan sinyal dengan kandungan
frekuensi rendah melemah.
9. Penguat Biolistrik
Sinyal keluaran yang lemah dari sensor biolistrik selalu butuh untuk dikuatkan
sebelum memasuki proses selanjutnya, dalam hal ini dapat diwujudkan dengan
menggunakan penguat instrumentasi (Rangan, 1992). Penguat instrumentasi
merupakan solusi diantara masalah gain yang tinggi dan masukan impedensi
tinggi. Rangkaian ini menggunakan 3 penguat operasional, A1, A2 dan A3.
Dua penguat (A1 dan A2) terhubung dengan penguat tak-membalik mengikuti
konfigurasi, sedangkan penguat A3 terhubung pada rangkaian diferensial
30
Gambar 24. Penguat instrumentasi (Carr, 2001)
Ketidak sempurnaan IC penguat instrumentasi ini dapat menghilangkan output
dari common mode voltage dinyatakan dalam CMRR :
CMRR (dB) = 20 log (3)
Pada rangkaian ini dapat dianalisis gain dari A3 dengan mengatur R4 = R5 =
R6 = R7. Dan juga kita asumsikan bahwa E1 adalah tegangan masukan dari
penguat tak-membalik dari Penguat A1 dan E2 adalah tegangan masukan dari
penguat tak membalik dari penguat A2, dan E4 adalah keluaran dari A1. Untuk
mencari nilai E3 dan E4 menggunakan persamaan,
E3 = E2 ( �� + 1 ) – ( E1 �� ) (4)
E4 = E1 ( �� + 1 ) – E2 ( �� (5)
Jika kita atur R2=R3 dan kemudian didistribusi kedalam persamaan diatas (4)
31
( E3 – E4 ) = ( E2 - E1 ) (�� + 1 ) – ( E2– E1 ) (�� )
( E3 – E4 ) = ( E2 - E 1 ) ( �� + 1 +�� )
( E3 – E4 ) = ( E2 - E 1 ) ( �� + 1 ) (6)
Untuk nilai gain Av = (
� ) sehingga;
Av = ( −
− ) = ( �
� + 1 )
Av = ( �
� + 1 ) (7)
Gain tegangan dari penguat A1/A2 dapat kita dapatkan dari persamaan gain
pada persamaan Av, tetapi pada nilai gain dari A3 tidak nol. Gain dari penguat
seperti pada gambar 24 adalah dengan memberikan fungsi ;
Av = ( �
� + 1 ) ( �
� ) (8)
Pada hasil praktiknya mengikuti persamaan-persamaan pengamatan; R2 = R3,
R4 = R6, R5 = R7. Jika nilai dari R2 dan R3 tidak bernilai sama, maka akan
menimbulkan sedikit pengaruh pada CMRR sehingga menghasilkan sebuah
gain error. Perbedaan kecil resistor pada rangkaian A3 dapat menurunkan CMRR, oleh karena banyak digunakan potensiometer pada R7 (Carr, 2001).
Penguat instrumentasi biasa digunakan dalam biomedis karena beberapa
faktor diantaranya : kemampuan untuk memperoleh nilai gain tinggi dengan
nilai hambatan rendah, nilai masukan impedensi sangat tinggi, dan nilai
32
Pada penelitian ini akan dilakukan pengukuran terhadap aktifitas sinyal
biolistrik yang dikeluarkan oleh tubuh berkisar 0,5 sampai 4 mV dan memiliki
frekuensi sekitar 0,05 sampai 110 Hz. Sinyal biolistrik ini sangat mudah
terganggu noise. Oleh karena itu dibutuhkan penguatan awal untuk
menguatkan sinyal tersebut.
10.IC Penguat Instrumentasi AD620
Penguat instrumentasi dalam dunia medis disebut juga dengan penguat
biopotensial. Penguat biopotensial yang digunakan pada penelitian ini sudah
dalam bentuk satu paket IC yaitu AD620. IC AD620 mempunyai spesifikasi
yang diperlukan dalam penelitian ini. Berikut konfigurasi pin dari IC AD620
adalah seperti gambar 25.
Gambar 25. Konfigurasi pin AD620 ( Datasheet AD620 )
IC AD620 hanya membutuhkan satu resistor eksternal untuk mengatur gain
dari 1 sampai 1000. IC ini memiliki CMRR 110 dB pada Gain = 10 dan
CMRR 130 dB pada Gain = 100 atau Gain = 1000. Nilai CMRR yang dimiliki
oleh IC AD620 telah memenuhi syarat minimal sebesar 90 dB (Chen, 2008).
33
Gambar 26. Skematik sederhana AD620 (Datasheet AD620)
AD620 adalah penguat biolistrik yang dimodifikasi dari penguat instrumentasi
klasik dengan 3 penguat. Gain atau penguat differansial dari masukan ke
keluaran A1 atau A2 diberikan dengan persamaan :
� =
� +� �� + 1 (9)
A3 merupakan substractor dengan gain G = 1 yang dapat menghilangkan
derau mode-bersama. Nilai resistor eksternal RG menentukan transkonduktansi
penguat awal (preamp stage). Derau tegangan input IC AD620 berkurang
terhadap frekuensi sebesar 9 nV/ Hz , terutama ditentukan oleh arus kolektor
dan resistansi basis inputnya. Resistor penguat internal R1 dan R2 bernilai
tetap 24,7 kΩ sehingga penguatan IC dapat diatur secara akurat menggunakan
resistor eksternal RG sesuai dengan persamaan,
1
4
,
49
G
R
k
G
(10)34
1 4 , 49
G k
RG (11)
Pada datasheet AD620 juga terdapat skematik rangkaian untuk memonitor
[image:54.595.143.513.215.373.2]Elektrokardiografi seperti ditunjukkan pada Gambar 27 berikut ini.
Gambar 27. Rangkaian AD620 untuk monitoring EKG (datasheet AD620)
11.Driven Right Leg
Sinyal dari tubuh terdiri dari sinyal diferensial dan sinyal common mode.
Sinyal common mode dari tubuh adalah sinyal yang tidak diinginkan. Pada
kenyataannya nilai CMRR dari diferensial amplifier terbatas. Untuk
memperbesar CMRR ditambahkan Driven Right Leg Circuit yang berfungsi memperbesar faktor feedback sehingga memperkecil penguatan common mode. Penguat ini terdiri dari tiga buah penguat dan tujuh buah resistor.
Bagian pertama rangkaian terdiri dari dua buah penguat tak-membalik yang
terhubung bersama dan mengurangi hubungan ke ground (R1 = R2). Bagian
35
tinggi, karena Op-Amp ideal memiliki impedensi input tak hingga (Bao,
2003).
Pada banyak sistem instrumentasi EKG modern, elektroda referensi (kaki
kanan,RL) tidak digroundkan. Namun kaki kanan dihubungkan ke keluaran
[image:55.595.176.471.236.440.2]sebuah Om-Amp tambahan lihat gambar 28.
Gambar 28. Rangkaian Driven Right Leg (Negal, 1995)
Tegangan mode bersama pada tubuh dideteksi oleh rerata dua buah resistor
R3, dibalikkan (interved), diperkuat lalu diumpan balik ke kaki kanan. Umpan
balik negatif ini memaksa (drives) tegangan mode bersama menjadi kecil.
Arus pergeseran di dalam tubuh tidak mengalir ke ground tetapi ke rangkaian
keluaran Om-Amp untuk memperkecil tegangan mode bersama (Bao, 2003;
Webster, 1998; Nagel, 1995).
Rangkaian pada gambar 29 dapat memperkecil penguatan sinyal common
mode yang masuk ke penguat biolistrik. Sinyal common mode dideteksi pada
36
tubuh. Dengan faktor β yang digunakan yaitu 40 kali. Kapasitor Cc berfungsi
[image:56.595.222.418.142.247.2]untuk meredam derau frekuensi tinggi (Gunawan, 2011).
Gambar 29. Rangkaian Driven Right Leg dengan factor β
Dengan prinsip thevenin maka rangkaian pada gambar dapat di ubah menjadi
rangkaian ekuivalen sehingga menjadi seperti gambar 30.
Gambar 30. Rangkaian Ekuivelen Driven Right Leg
Sinyal common mode paling dominan berasal dari interferensi jaringan listrik
50 Hz oleh karena Notch Filter digunakan untuk meredam derau dengan
frekuensi diatas 50 Hz (Gunawan, 2011).
12.Filter
Filter adalah rangkaian yang digunakan untuk memisahkan sinyal gelombang
pada frekuensi dasarnya (Chen,1990). Filter pada umumnya tersusun atas
komponen pasif dan aktif seperti kapasitor, resistor, induktor, amplifier atau
[image:56.595.218.425.345.458.2]37
digunakan untuk melawatkan dan menahan frekuensi tertentu yaitu low pass filter, high pass filter, band pass filter, dan Notch filter. Pada penelitian ini menggunakan bandpass filter dan filter takik (Notch filter). Bandpass filter digunakan untuk meloloskan Frekuensi sinyal EKG dengan nilai 0,05 Hz –
110 Hz karena bandpass filter kombinasi dari low pass filter dan high pass filter. Sedangkan notch filter digunakan untuk menekan frekuensi 50 Hz dari interferensi jaringan listrik PLN.
a. Bandpass filter
Bandpass filter merupakan filter pemilih frekuensi yang meloloskan atau memilih satu bagian dari seluruh frekuensi. Respon frekuensi ternormalisasi
[image:57.595.183.429.411.562.2]bandpass filter ditunjukkan pada Gambar 31.
Gambar 31. Bandpass filter dengan gain maksimal pada frekuensi resonansi fr (Coughlin dan Driscoll, 1993)
38
atas fH (higher cutoff frequency) adalah nilai frekuensi di atas frekuensi resonansi ketika gain sama dengan 0,707.
Rentang frekuensi antara fL dan fH disebut bandwidth (B), dinyatakan dengan persamaan
B = fH - fL (12)
Jika nilai fH dan fL diketahui maka frekuensi resonansi dapat dihitung dengan
persamaan,
fr =
f
Lf
H (13)Jika frekuensi resonansi (fr) dan bandwidht (B), yang diketahui, maka frekuensi cutoff dapat diperoleh dengan persamaan,
fL =
2 4 2 2 B f B r
= fL =
�√� � � � (14)
fH = fL + B= fH = ,7 7
�√� � � � (15)
faktor kualitas (Q) adalah perbandingan frekuensi resonansi dan bandwidth atau sebuah ukuran selektivitas bandpass filter.
Q = B fr
(16)
Semakin tinggi nilai Q mengindikasikan bahwa sebuah filter memilih satu pita
lebih kecil dari frekuensi (lebih selektif). Berdasarkan kualitas frekuensi ini
39
Bandpass pita lebar (wideband filter) mempunyai bandwidth 2 atau lebih kelipatan frekuensi resonansi atau memiliki faktor kualitas Q
0,5. Sementarabandpass pita sempit (narrowband filter) memiliki faktor kualitas Q > 0,5 dan biasanya dapat dibuat dengan satu tahap op-amp (single stage).
Secara umum bandpass filter pita lebar (Q ≤ 0,5) terdiri dari sebuah low dan high filter. Frekuensi cut-off dari potongan low dan high pass tidak harus tumpang tindih dan masing-masing harus mempunyai passband gain yang
sama. Selanjutnya frekuensi cutoff low pass filter harus 10 kali atau lebih frekuensi cutoff high filter. Untuk lowpass dan highpass filter bertingkat mempunyai karekteristik yaitu frekuensi cutoff low filter hanya ditentukan oleh high pass filter. Frekuensi cutoff high filter hanya diatur oleh low pass filter. Gain akan maksimal di frekuensi resonansi, dan bernilai sama untuk passband gain dari masing-masing filter. Gambar 32 di bawah ini adalah
[image:59.595.139.483.494.607.2]contoh rangkaian bandpass pita lebar dan respon frekuensinya.
Gambar 32.Rangkaian bandpass filter pita lebar
-+ OP-77 3 2 6 7 4 15 k 7.5 k 0.005 uF Ei + -7.5 k 0.01 uF
LPF Orde 2
-+ OP-77 3 2 6 7 4 Rf=R2 Vo 0.05 uF
HPF Orde 2 15 k 0.05 uF
40
[image:60.595.151.475.83.263.2](b)
Gambar 33. Respon frekuensinya bandpass filter (Coughlin and Driscoll, 1993)
Bagian pertama (stage 1) adalah rangkaian tapis lolos bawah dengan frekuensi
potong fC2 . Keluarannya dihubungkan secara seri dengan masukan bagian kedua (stage 2) yang merupakan tapis lolos tinggi dengan frekuensi potong
fC1. Dengan begitu tapis hanya akan melewatkan/meloloskan sinyal yang masuk dalam rentang frekuensi antara fC1 dan fC2.
Bandpass pita sempit (Narrowband pass filter) hanya menggunakan satu op-amp. Bandpass ini akan mempunyai gain maksimum dari frekuensi resonansi
41
Gambar 34. Rangkaian bandpass pita sempit (Coughlin and Driscoll, 1993)
Pada kasus tertentu, tapis lolos bidang digunakan hanya untuk meloloskan
[image:61.595.146.477.400.590.2]sinyal pada frekuensi resonansinya fr , sementara sinyal di luar frekuensi resonansi akan dilemahkan sehingga respon frekuensi tapis menjadi seperti
Gambar 35.
Gambar 35. Respon frekuensi bandpass pita sempit
Sifat bandpass pita sempit ditentukan dengan beberapa persamaan sederhana. bandwidth tapis (B) ditentukan oleh resistor (R) dan dua kapasitor yang sama (C) dengan persamaan :
-+
OP77 3
2
6 C=0.015 uF
2R = 42.42k C=0.015 uF
Rr = 3.03 k R = 21.21 k
Ei
42 B = RC 0.1591 (17) dengan, Q = B fr (18)
Gain maksimal dari 1 pada fr, dengan ketentuan bahwa resitor feedback 2R adalah 2 kali nilai resistor R input. Frekuensi resonans fr ditentukan oleh
resistor Rr sebagai berikut :
Rr =
1 2Q
R
2 (19)
Jika diberikan nilai-nilai komponen rangkaian, maka frekuensi resonans dapat
dihitung dengan :
fr =
r
R R 1 RC
0.1125 (20)
b. Filter Takik (Notch Filter)
[image:62.595.186.439.523.699.2]Respon frekuensi tapis takik seperti Gambar 36 di bawah ini.
43
Gain pada lolos pita (passband) sebesar 1 atau 0 dB. Persamaan-persamaan untuk Q, B, fL, fH, dan fr sama dengan pada kasus tapis lolos pita. Rangkaian
tapis takik dibuat dengan menggabungkan tapis lolos pita dan penjumlah
[image:63.595.152.472.204.329.2]rangkaian (Gambar 37).
Gambar 37. Rangkaian tapis takik (Coughlin and Driscoll, 1993)
Prinsip kerja rangkaian adalah mengurangkan keluaran bandpass filter dari sinyal semula. Keluaran dari bagian bandpass filter mendekati nol. Oleh karena itu input Ei diteruskan melalui resistor input penjumlah R1 agar Vo
menuju nilai –Ei. Sehingga Vo = -Ei pada bagian bawah dan atas lolos pita dari
tapis takik.
Anggaplah bahwa frekuensi dari Ei diatur ke frekuensi resonans dari
komponen tapis lolos bidang-sempit. Ei akan keluar dari lolos bidang sebagai
–Ei dan kemudian dibalikkan oleh R1 dan R agar Vo menjadi +Ei. Namun Ei
dikirim melalui R2 agar Vo menjadi –Ei. Akibatnya Vo menanggapi kedua
input penjumlah dan menjadi Vo = Ei – Ei = 0 V pada frekuensi resonans fr.
Secara praktek Vo mendekati nol hanya pada fr. Kedalaman takik tapis
bergantung pada seberapa sama nilai-nilai resistor dan kapasitor pada tapis
lolos bidangnya. -+ R2=R R1=R R Narrow bandpass filter
fr, Q, Av = 1
-Ei pada fr
Ei
44
Tapis takik terbentuk dari 2 langkah yaitu membuat bandpass filter yang memiliki frekuensi sama, bandwidht dan akibatnya Q (faktor kualitas) sebagai
filter takik (Coughlin and Driscoll, 1993). Filter yang digunakan pada
penelitian ini adalah filter takik (notch filter) Wein Bridge seperti pada gambar
38.
[image:64.595.177.464.242.404.2].
Gambar 38. Rangkaian notch filter Wien bridge 50 Hz
Gambar 38 adalah rangkaian dari filter takik. Filter ini digunakan untuk
melemahkan frekuensi 50 Hz dari interferensi jaringan listrik. Jenis filter takik
yang digunakan adalah filter takik Wien bridge. Filter ini terdiri dari 5 resistor
yang bernilai sama R1 = R2 = R3 = R4 = R5 dan 2 kapasitor dengan nilai yang
sama C1 = C2. Dengan menentukan nilai kapasitor maka akan didapatkan
besarnya nilai resistor yang akan digunakan pada rangkaian Wien Bridge.
Persamaan yang digunakan pada filter takik.
fr =
45
13.Penguat Akhir
Pada penelitian ini sinyal EKG akan diperkuat menggunakan penguat
non-inverting. Karena bagian penguat instrumentasi (menggunakan AD620
sebagai penguat awal) sinyal EKG dikuatkan sebesar 23 kali maka penguat
akhir sebesar 28 kali agar diperoleh penguatan 644 kali. Penguat akhir akan
direalisasikan menggunakan penguat tak-membalik seperti gambar 39.
Gambar 39. Rangkaian Penguat non-inverting
Rangkaian non-inverting ini hampir sama dengan rangkaian inverting hanya perbedaannya adalah terletak pada tegangan masukan dari masukan non-inverting, Rumusnya seperti berikut :
Vo = ��+�
� Ei (22)
Sehingga menjadi ;
Vo = ( ��
�
+ 1
)E
i (23)Hasil tegangan output non-inveriting ini akan lebih dari satu dan selalu positif.
Untuk nilai gain pada rangkaian non-inverting dapat di peroleh dengan menggunakan persamaan berikut,
A = �
�= (
��
III. METODE PENELITIAN
A. Waktu dan Tempat Penelitian
Penelitian ini dilaksanakan dari bulan Maret - Mei 2015 dan tempat
pelaksanaan penelitian ini di Laboratorium Elektronika Jurusan Fisika
Fakultas Matematika dan Ilmu Pengetahuan Alam Universitas Lampung.
B. Alat dan Bahan Penelitian
Penelitian ini menggunakan alat dan bahan sebagai berikut.
a. Alat elektrik dan mekanik yang digunakan dalam penelitian ini sebagai
berikut :
1. Solder, bor listrik, timah, penyedot timah, kabel penghubung
digunakan untuk membuat rangkaian alat.
2. Osiloskop digunakan untuk menampilkan gelombang dari sinyal listrik
jantung.
3. PC atau Laptop digunakan sebagai membuat program dan sebagai
media visual dan simulasi software multisim 12.
4. Catu daya digunakan sebagai sumber tegangan.
5. Multimeter digital digunakan untuk menguji dan mengukur
48
b. Bahan-bahan elektronik yang digunakan adalah sebagai berikut.
1. IC AD620 digunakan sebagai penguat differensial dari lead elektroda
EKG dan merupakan penguat awal (pre-amplifier) sinyal EKG.
2. IC LM741 digunakan sebagai penguat sinyal dan filter sinyal
3. IC Op-07 sebagai penguat driven right leg
4. IC Op27 sebagai IC penguat bandpass filter , notch filter dan penguat
non-inverting.
5. Sensor Elektroda EKG digunakan sebagai sensor detektor sinyal
elektrokardiografi.
6. Resistor digunakan sebagai penghambat arus atau pembagi tegangan.
7. Dioda digunakan sebagai penyearah AC ke DC.
8. Kabel head digunakan koneksi sensor ke rangkian.
9. PCB digunakan sebagai tempat memasang komponen elektronik.
C. Prosedur Penelitian
Pada prosedur penelitian ini dilakukan beberapa langkah dalam perancangan
alat dengan tujuan agar dapat mengetahui tahapan-tahapan dalam mengerjakan
alat sampai dengan selesai. Diagram alir penelitian untuk merealisasikan
rangkaian seperti pada Gambar 40
49
Gambar 40. Diagram Alir Penelitian
Penelitian ini diawali dengan mempelajari sistem kerja dari elektrokardiografi
(EKG) dengan mengumpulkan bahan-bahan yang berhubungan EKG.
Perancangan sistem dapat dilakukan setelah memahami sistem kerja EKG
baik secara teori maupun non-teori. Pengujian sistem dilakukan dengan
menggunakan software dan menggunakan osiloskop. Jika hasil yang
didapatkan sesuai dengan teori yang telah dipelajari maka selanjutnya akan
disusun menjadi laporan penelitan.
Mempelajari sistem kerja EKG
Mulai
Merangkai Komponen Elektronika Perancangan Sistem
Pengujian Hardware
Selesai Ya
Tidak Berhasil
50
