1
TUGAS AKHIR
ELEKTROKARDIOGRAF BERBASIS PC
(PC BASED ECG)
Diajukan untuk memenuhi salah satu syarat memperoleh gelar Sarjana Teknik pada Program Studi Teknik Elektro
Fakultas Teknik Universitas Sanata Dharma
Disusun oleh:
Johan Arief
NIM: 015114047
Program Studi Teknik Elektro
Fakultas Teknik
Universitas Sanata Dharma
Yogyakarta
4
PERNYATAAN KEASLIAN KARYA
“Saya menyatakan dengan sesungguhnya bahwa tugas akhir yang saya tulis ini
tidak memuat karya atau bagian karya orang lain, kecuali yang telah disebutkan dalam kutipan dan daftar pustaka, sebagaimana
layaknya karya ilmiah”
Yogyakarta, 7 Agustus 2007
5
MOTTO HIDUP
"Cogito ergo sum"
HALAMAN PERSEMBAHAN
Karya ini kupersembahkan untuk
Ayah dan Ibu
Saudara-Saudariku
6
Judul: Elektrokardiograf Berbasis PC
Nama Mahasiswa: Johan Arief
No. Mahasiswa: 015114047
INTISARI
Electrocardiograph merupakan instrumen elektromedis yang berfungsi memberikan data grafis potensial listrik yang ditimbulkan jantung saat berkontraksi. Sinyal elektrokardiograf memiliki amplitudo ± 1mV dan terdiri dari beberapa sinyal tunggal dengan rentang frekuensi 0.05Hz sampai dengan 150Hz dan sangat retan terhadap noise. Agar dapat diinterpretasikan maka sinyal ini perlu dikondisikan dan di-filter agar dapat terbaca oleh instrumen pengukur. Pada tugas akhir ini, dibahas mengenai sistem instrumentasi EKG berbasis PC. Sistem dirancang untuk menampilkan sinyal EKG pada program aplikasi di PC dengan masukan dari simulator EKG.
Instrumentasi EKG ini terdiri dari: selektor analog yang di dalamnya terdapat rangkaian Wilson, pengendali selektor, penguat instrumentasi, filter-filter analog yang terdiri dari HPF 0.5Hz, LPF 150Hz, dan filter notch 50Hz, konverter analog ke digital, modul USB, dan program aplikasi yang dapat memplot masukan ADC. Sinyal-sinyal pada pengukuran berasal dari Simulator EKG. Setelah melewati rangkaian Wilson, sinyal akan diproses secara analog untuk dikuatkan dan ditapis pada penguat instrumentasi dan sejumlah filter analog. Pengkondisi sinyal akan mengubah agar sinyal yang dihasilkan dapat berada pada range yang dapat diakuisisi oleh ADC. Sinyal digital yang diperoleh ditransfer ke PC melalui interface USB. Suatu program aplikasi Delphi kemudian akan menampilkan bentuk gelombang yang diperoleh secara kontinu.
Dalam implementasi tugas akhir ini, terdapat kendala berupa perangkat keras yang belum beroperasi dengan baik. Instrumen ini belum mampu menghasilkan 12 lead sinyal EKG standar. Dengan pengujian menggunakan simulator EKG, instrumen yang dibangun baru dapat menampilkan satu sinyal EKG.
7
Title: PC Based ECG
Student Name: Johan Arief
Student ID Number: 015114047
ABSTRACT
Electrocardiograph is a medical instrument which can give graphical data of electrical potentials from heart. ECG signals have ±1mV amplitude and consist of some signals which have frequency range 0.05Hz to 150Hz. This attribute is very closely to property of noise. To capture right ECG pattern, is needed to build signals conditioner to transform it into range of measure instrument. This final paper cover about PC based Electrocardiograph. This instrument is designed to capture signal from ECG Simulator and plot ECG signal continuously on PC using an application program.
This instrument consist of analog selector which has Wilson circuit, control multiplex, instrumentation amplifier, analog filter using HPF 0.5Hz, LPF 150Hz, and notch filter 50Hz, analog to digital converter, USB module, and an application program to plot digitalized data from ADC. For measurement purposes, signal comes from ECG Simulator. After pass Wilson circuit, signal will be processed on analog block and a signal conditioner will convert it to ADC input range. PC continuously plot data from USB to form this ECG signal.
In implementation of this final paper, some parts of hardware didn’t work properly. This instrument can’t produce 12-leads standard ECG signals yet. Using ECG Simulator, this student project can produce only one pattern of ECG signal.
8
KATA PENGANTAR
Puji syukur kepada Tuhan atas segala karunia-Nya sehingga penulis dapat menyelesaikan penulisan skripsi ini. Skripsi ini berjudul: “Elektrokardiograf berbasis PC”. Melalui karya tulis ini, penulis mencoba memberikan gambaran tentang penerapan
elektronika pada bidang medis, yaitu berupa perancangan instrumen elektrokardiograf. Skripsi ini ditulis untuk memenuhi salah satu syarat dalam memperoleh gelar sarjana teknik pada program studi Teknik Elektro Universitas Sanata Dharma. Penulisan skripsi ini didasarkan pada hasil-hasil yang penulis peroleh pada saat perancangan alat, pembuatan alat, pengujian alat, dan pengembangan berdasarkan hasil pengujian.
Penulisan skripsi ini dapat terselesaikan berkat bimbingan, bantuan, dan dorongan dari berbagai pihak. Pada kesempatan ini penulis ingin mengucapkan terima kasih kepada :
1. Bapak B. Djoko Untoro Suwarno, S.Si., MT. selaku dosen pembimbing yang telah bersedia membimbing, memberikan saran, ide, dan waktu dengan penuh kesabaran dalam menyelesaikan tugas akhir ini.
2. Bapak dan Ibu dosen jurusan Teknik Elektro yang telah mengajar dan memberikan pengetahuan kepada penulis selama kuliah.
3. Bapak Djito dan seluruh karyawan Sekretariat Teknik Universitas Sanata Dharma. 4. Karyawan Laboratorium Teknik Elektro Universitas Sanata Dharma.
5. Ayah dan Ibu penulis yang selalu mendukung pentingnya suatu idealisme. 6. Saudara-saudariku dan seluruh keluargaku.
7. Teman-teman Teknik Elektro Sanata Dharma.
9 Penulis menyadari bahwa penulisan skripsi ini masih banyak terdapat kekurangan. Segala kritik dan saran dari berbagai pihak penulis terima untuk perkembangan selanjutnya. Semoga karya tulis ini dapat bermanfaat bagi pembaca. Terima kasih.
Yogyakarta, 7 Agustus 2007
10
DAFTAR ISI
Halaman judul ... i
Halaman Pengesahan oleh Pembimbing ... ii
Halaman Pengesahan oleh Penguji ... iii
Lembar Pernyataan Keaslian Karya ... iv
Halaman Persembahan dan moto hidup ... v
Intisari ... vi
Abstract ... vii
Kata Pengantar ... viii
Daftar Isi ... x
Daftar Gambar ... xiv
Daftar Tabel ... xviii
Bab I Pendahuluan ... 1
1.1.Latar Belakang ... 1
1.2.Perumusan Masalah ... 1
1.3.Tujuan dan Manfaat ... 2
1.4.Batasan Masalah ... 3
1.5.Metodologi Penelitian ... 3
1.6.Sistematika Penulisan ... 4
Bab II Dasar Teori ... 7
2.1. Sinyal Biopotensial Jantung dan Pengukurannya ... 7
2.1.1. Sistem Konduksi Elektrik Pada Jantung ... 8
2.1.2. Sinyal Elektrokardiogram ... 9
11
2.2. Elektrokardiograf ... 13
2.2.1. Elektroda ... 14
2.2.2. Rangkaian Wilson dan Einthoven ... 16
2.2.3. Penguat Instrumentasi ... 18
2.2.4. Filter ... 20
2.2.4.1. Metode Sallen-Key ... 21
2.2.4.2. Metode State Variable ... 23
2.2.4.3. Uniform Capacitor ... 25
2.2.4.4. Metode Active Twin-T ... 26
2.2.5. Pengolah Data ... 27
2.2.5.1. Fitur-Fitur AT90S2313 ... 27
2.2.5.2. Hardware ... 28
2.2.5.3. Arsitektur AT90S2313 ... 28
2.2.5.4. Universal Serial Bus ... 31
Bab III Perancangan Instrumentasi EKG ... 34
3.1. Spesifikasi ... 34
3.2. Diagram Blok ... 34
3.3. Perancangan ... 36
3.3.1. Selektor Analog ... 36
3.3.2. Pengendali Selektor ... 38
3.3.3. Modul Penguat dan Filter ... 39
3.3.3.1. Penguat Instrumentasi ... 40
3.3.3.2. Filter ... 41
3.3.3.2.1. High Pass Filter ... 42
3.3.3.2.2. Low Pass Filter ... 46
3.3.3.2.3. Notch Filter ... 54
3.3.3.3. Penguat Akhir dan Offset ... 59
3.3.4. Catu Daya ... 61
3.3.5. Konverter Analog ke Digital ... 62
3.3.6. Modul Akuisisi USB ... 63
12
3.3.8. Program Konversi Analog ke Digital ... 65
3.3.9. Program Akuisisi USB ... 66
3.3.10. Program Aplikasi Delphi ... 66
Bab IV Hasil dan Pembahasan ... 72
4.1. Pengujian Sistem ... 72
4.2. Selektor Analog dan Pengendali ... 77
4.3. Penguat Instrumentasi ... 79
4.4. High Pass Filter ... 81
4.5. Low Pass Filter ... 83
4.6. Filter Notch ... 85
4.7. Penguat Akhir dan Offset ... 86
4.8. Catu Daya ... 89
4.9. Modul Konversi ... 90
Bab V Kesimpulan dan Saran ... 91
5.1. Kesimpulan ... 91
5.2. Saran ... 91
Daftar Pustaka ... 93
13
DAFTAR GAMBAR
Gambar 2-1. Struktur sistem konduksi elektrik jantung Gambar 2-2. Sinyal EKG standar
Gambar 2-3. Perjalanan terbentuknya sinyal EKG Gambar 2-4. Penempatan elektroda pada tubuh Gambar 2-5. Sistem instrumentasi EKG
Gambar 2-6. Suction cup electrode Gambar 2-7. Body surface electrode
Gambar 2-8. Arus dari kopling kapasitans yang menyebabkan common voltage Gambar 2-9. Rangkaian 3 OpAmp pembentuk penguat instrumentasi
Gambar 2-10. Skema INA114 yang terdiri dari 3 OpAmp
Gambar 2-11. Rangkaian dasar konfigurasi LPF Metode Unity Gain
Gambar 2-12. Rangkaian normalisasi HPF Metode Unity Gain
Gambar 2-13. Rangkaian normalisasi Filter State Variable
Gambar 2-14. Op-amp tambahan untuk Filter Notch
Gambar 2-15. Topologi UAF42
Gambar 2-16. Rangkaian dasar LPF Uniform Capacitor Gambar 2-17. Topologi Active Twin-T
Gambar 2-18. Konfigurasi pin AT90S2313 Gambar 2-19. Blok diagram AT90S2313 Gambar 2-20. Arsitektur AT90S2313 Gambar 2-21. Konektor USB tipe-A dan B Gambar 2-22. Topologi sistem USB
Gambar 3-1. Diagram blok perancangan perangkat keras sistem instrumentasi EKG Gambar 3-2. Diagram blok Selektor
Gambar 3-3. Rangkaian selektor analog Gambar 3-4. Rangkaian pengendali selector
Gambar 3-5. Diagran blok Modul Penguat dan Filter Gambar 3-6. Rangkaian Right Leg Driven (RLD)
14 Gambar 3-8. Normalisasi ke bentuk High Pass Filter
Gambar 3-9. Rangkaian implementasi HPF menggunakan metoda Unity Gain
Gambar 3-10. Simulasi metode Unity Gain untuk HPF menggunakan EWB
Gambar 3-11. Rangkaian implementasi HPF menggunakan metoda Multi-Purpose State Variable
Gambar 3-12. Simulasi metode Multi-Purpose State Variable untuk HPF menggunakan EWB
Gambar 3-13. Rangkaian dasar konfigurasi LPF
Gambar 3-14. Rangkaian implementasi LPF menggunakan metoda Sallen-key
Gambar 3-15. Simulasi metode Sallen-key untuk LPF menggunakan EWB
Gambar 3-16. Rangkaian implementasi LPF menggunakan metoda Uniform Capacitor
Gambar 3-17. Simulasi metode Uniform Capacitor untuk LPF menggunakan EWB Gambar 3-18. Rangkaian implementasi LPF menggunakan metoda Multi-Purpose State Variable
Gambar 3-19. Simulasi metode Multi-Purpose State Variable untuk LPF menggunakan EWB
Gambar 3-20. Rangkaian implementasi Notch Filter menggunakan metoda Twin-T
Gambar 3-21. Simulasi metode Twin-T untuk Notch Filter menggunakan EWB
Gambar 3-22. Rangkaian implementasi Notch Filter menggunakan metoda State Variable
Gambar 3-23. Simulasi metode State Variable untuk Notch Filter menggunakan EWB Gambar 3-24. Skematik inverting summing amplifier
Gambar 3-25. Rangkaian implementasi penguat akhir & offset
Gambar 3-26. Simulasi penguat akhir & offset menggunakan EWB Gambar 3-27. Rangkaian catu daya positif
Gambar 3-28. Rangkaian catu daya negatif
Gambar 3-29. Rangkaian konversi analog ke digital Gambar 3-30. Fase transaksi USB
Gambar 3-31. Rangkaian Modul USB
15 Gambar 3-35. Flowchart program plot-waveform Delphi
Gambar 3-36. Layout tampilan saat ECG belum terpasang
Gambar 3-37. Layout tampilan program plot-waveform setelah ECG beroperasi Gambar 4-1. PC mendeteksi adanya devais berbasis USB
Gambar 4-2. PC menentukan protokol komunikasi yang digunakan Gambar 4-3. Pemilihan lokasi driver oleh user
Gambar 4-4. Proses pencarian driver ECG USB Gambar 4-5. Instalasi driver ECG USB
Gambar 4-6. Proses instalasi driver berlangsung dengan sukses Gambar 4-7. ECG USB telah dapat digunakan
Gambar 4-8. Simulator ECG Gambar 4-9. Sinyal EKG standar
Gambar 4-10. Pengujian satu sinyal EKG standar
Gambar 4-11. Grafik CMRR INA114 terhadap frekuensi
Gambar 4-12. Grafik Atenuasi HPF Unity Gain terhadap frekuensi
Gambar 4-13. Grafik Atenuasi LPF metode State Variable dengan UAF42 Gambar 4-14. Grafik Atenuasi Filter Notch menggunakan UAF42
Gambar 4-15. Grafik penguat sinyal dengan OPA2227
16
DAFTAR TABEL
Tabel 1-1. Metode Pengujian Tabel 2-1. Interval EKG
Tabel 2-2. Tabel kebenaran multiplexer CD4052
Tabel 2-3. Karakteristik high (H) dan low (L) multiplexer CD4052 Tabel 2-4. Deskripsi pin AT90S2313
Tabel 2-5. Fungsi pin-pin pada konektor USB
Tabel 3-1. Spesifikasi perancangan bagian perangkat keras sistem instrumen EKG Tabel 3-2. Bit-bit Kontrol Rangkaian Selektor Analog
Tabel 4-1. Hasil Pengujian AT90S2313 sebagai control multiplex Tabel 4-2. Data Pengujian Selektor Analog
Tabel 4-3. Perbandingan perancangan dan hasil pengujian selektor analog Tabel 4-4. Data Pengukuran CMRR INA114
Tabel 4-5. Pengujian HPF dengan Metode Unity Gain
Tabel 4-6. Pengujian LPF dengan UAF42
Tabel 4-7. Data pengujian filter notch metode State Variable
Tabel 4-8. Pengukuran penguat akhir sinyal dengan OPA2227 Tabel 4-9. Pengukuran offset dengan OPA2227
17
BAB I
PENDAHULUAN
1.1. Latar Belakang
Electrocardiograph merupakan instrumen elektromedis yang berfungsi memberikan data grafis potensial listrik yang ditimbulkan jantung saat berkontraksi. Pengukuran sinyal jantung menggunakan Electrocardiograph merupakan salah satu pemeriksaan diagnostik yang penting. Beberapa kelainan jantung sering dapat diketahui melalui data EKG.
Seperti instrumen pengukuran biomedis lainnya, EKG harus mampu memberikan hasil yang merepresentasikan kondisi jantung pasien. Saat ini yang digunakan sebagai standar pengukuran kondisi jantung adalah 12-lead EKG, yang mampu memonitor sinyal EKG pasien secara kontinu. Karena pentingnya instrumen ini, penulis tertarik untuk merancang suatu sistem instrumentasi EKG.
1.2. Perumusan Masalah
Instrumen EKG berfungsi untuk menampilkan data grafis dari potensial listrik yang dihasilkan jantung. Dua belas sinyal EKG standar diperoleh dengan cara menempatkan 10 elektroda pada 10 titik tertentu pada tubuh. Keduabelas sinyal EKG tersebut terdiri dari: 3 sinyal unipolar, 3 sinyal bipolar, dan 6 sinyal sagital. Untuk dapat memperoleh 12 sinyal EKG tersebut, maka diperlukan adanya rangkaian switching yang dapat memenuhi:
1. Kaidah Wilson
2. Kaidah segitiga Einthoven (Einthoven’s Triangle Theorem).
18 diperhatikan pada sumber sinyal analog (dalam hal ini adalah jantung) agar dapat diperoleh sinyal EKG standar, yaitu:
1. Besar tegangan yang dihasilkan saat jantung berkontraksi (V) berkisar antara 0.2mV – 1mV.
2. Rentang frekuensi (f) sinyal EKG, yaitu antara 0.05Hz – 100Hz. 3. Noise (N) dari jala-jala listrik yang besarnya dapat mencapai 10mV.
4. Resistansi kulit yang tinggi (R), sehingga membutuhkan teknik penyadapan yang baik.
Berdasarkan spesifikasi sinyal sumber, terlihat bahwa diperlukan adanya pengkondisi sinyal agar berada pada rentang yang dapat diukur. Instrumen EKG yang dirancang akan berbasis PC. Pemilihan PC sebagai unit penampil sinyal EKG adalah karena penggunaan PC yang sudah universal dan fleksibilitas untuk pengembangan, misalnya untuk pengolahan dan analisis lebih lanjut secara digital (digital signal processing). Untuk dapat diterima oleh PC, maka sinyal EKG analog perlu diakuisisi menjadi sinyal digital.
Selanjutnya agar dapat memberikan data grafis sinyal EKG, maka instrument EKG berbasis PC ini harus memiliki program aplikasi yang mampu mengambil data tegangan sinyal EKG analog yang telah di-digitalisasi dan menampilkan bentuk sinyal EKG yang berhasil diambil dari elektroda penyadap.
1.3. Tujuan dan Manfaat
Tujuan dari penelitian ini adalah membuat suatu sistem instrumentasi EKG berbasis PC dengan interface USB. Perancangan instrumen EKG ini diharapkan dapat memberikan beberapa manfaat sebagai berikut:
1. Bagi civitas akademika Teknik Elektro Sanata Dharma:
a. Menambah wawasan mengenai penerapan elektronika pada bidang kedokteran.
b. Dapat menjadi bahan pembelajaran di laboratorium dan bagi perancangan alat elektromedis lainnya.
19 c. Sebagai literatur referensi tentang peralatan elektromedis.
d. Memberikan pengenalan mengenai biopotensial dan teknik akuisisinya. 3. Bagi perkembangan ilmu pengetahuan dan teknologi:
e. Sumber bagi pengembangan peralatan medis lainnya berbasis PC.
1.4. Batasan Masalah
Perancangan instrumen EKG ini dibatasi pada hal-hal sebagai berikut: 1. Sumber sinyal masukan berasal dari Simulator-EKG.
2. Probe pasien menggunakan 10-electrode patient cable dari ECG Cardisuny keluaran Fukuda.
3. Rancangan EKG adalah 12-lead EKG.
4. Perancangan multiplexer untuk memenuhi Kaidah Wilson dan Kaidah Segitiga Einthoven menggunakan multiplexer analog terkendali digital.
5. Pengendali digital untuk multiplexer dengan mikrokontroler. 6. Unit pengkondisi sinyal berupa:
a. Penguat Instrumentasi INA114 dan rangkaian Right Leg Driven (RLD). b. Filter analog: HPF, LPF, dan Filter Notch.
c. Penguat akhir dan rangkaian Offset untuk menyesuaikan ke level tegangan ADC.
7. Pengolah sinyal adalah mikrokontroler AVR AT90S2313. 8. Cara pengiriman data ke PC dengan protocol USB
9. Program aplikasi menggunakan Delphi terbatas pada menampilkan plot-waveform
dari sinyal EKG (bukan bersifat recording/tidak dapat disimpan).
10.Sinyal yang ditampilkan/ di-plot dipilih secara otomatis oleh perangkat keras dan bukan bersifat software selectable.
1.5. Metodologi Penelitian
20 2. Perancangan perangkat keras terdiri:
a. Perhitungan komponen menggunakan rumus-rumus pada dasar teori dan program Filter42.
b. Simulasi hasil perhitungan dengan program EWB.
c. Perancangan skematik dan layout PCB dengan ORCAD 9.2. d. Pembuatam masing-masing modul perangkat keras.
3. Perancangan perangkat lunak untuk pengendali selektor, ADC, dan modul USB menggunakan STK500 dan AVR Studio 4.
4. Pembuatan program aplikasi Delphi yang dapat menerima data melalui interface
USB.
5. Pengujian masing-masing bagian (lihat Tabel 1-1). 6. Pengujian keseluruhan.
7. Pembuatan laporan
Metode pengujian masing-masing bagian beserta parameter yang diukur diperlihatkan pada Tabel 1-1.
1.6. Sistematika Penulisan
Tugas akhir ini terdiri dari lima bab. Sistematika penulisan tugas akhir ini adalah sebagai berikut:
BAB I PENDAHULUAN
Memuat latar belakang, perumusan masalah, tujuan dan manfaat, metodologi penelitian, dan sistematika penulisan.
BAB II DASAR TEORI
Berisi dasar-dasar Elektrokardiograf, bioampifier, pengkondisi sinyal, mikrokontroler, dan teori-teori lainnya yang diperlukan untuk merancang suatu instrumen EKG.
BAB III PERANCANGAN INSTRUMENTASI EKG
21 pengendalinya, penguat dan filter, catu daya, konverter analog ke digital, dan modul USB. Perangkat lunak terdiri dari program assembler untuk pengendali selektor, konverter analog ke digital, dan akuisisi USB serta program aplikasi
waveform plotter berbasis Delphi. BAB IV HASIL DAN PEMBAHASAN
Berisi hasil pengukuran dan pembahasan pada implementasi rancangan instrumen EKG.
22
Tabel 1-1. Metode Pengujian
No Nama modul Keterangan
Parameter
yang diuji
1. Pengendali Selektor
Modul ini berfungsi mengeluarkan 6 bit secara bersamaan (paralel) sesuai dengan konfigurasi selektor yang dibutuhkan. Pengujian dilakukan dengan cara mengukur level tegangan pada masing-masing port (L/H) dan pengujian simultan menggunakan 6 LED
Level tegangan untuk high dan
low (V), waktu perubahan konfigurasi LED (t) 2. Selektor
Analog
Modul ini diuji dengan masukan 6 bit dari Pengendali Selektor.
Selektor yang terpilih.
3. Penguat Instrumentasi
Pengujian dilakukan dengan cara mengukur kestabilan CMRR pada rentang frekuensi EKG
CMRR (dB)
4. HPF Rangkaian filter pelewat rendah ini dirancang dengan menggunakan beberapa metode dan setiap metode diuji atenuasi-nya pada fc = 0.5Hz
Atenuasi (dB)
5. LPF Filter pelewat rendah dirancang dengan beberapa metode dan diuji atenuasi-nya pada fc = 150Hz
Atenuasi (dB)
6. Filter Notch Filter Notch ini diuji dengan cara mengukur atenuasi pada fc= 50Hz
Atenuasi (dB)
7. Penguat akhir dan offset
Pengujian dilakukan pada rangkaian dengan cara mengukur penguatan sinyal, offset, dan inverter.
Asinyal, Aoffset,
Ainverter.
8. Catu daya Pengujian kestabilan catu daya Vout
9. Modul Konversi (ADC, USB, dan program)
Modul-modul ini diuji secara bersamaan karena hasil akuisisi sinyal analog ke PC tidak dapat dilihat tanpa program aplikasi dan sebaliknya.
Dapat
23
BAB II
DASAR TEORI
Pengukuran sinyal jantung dengan menggunakan elektrokardiograf merupakan salah satu pemeriksaan diagnostik yang penting. Beberapa kelainan jantung sering dapat diketahui berdasarkan data elektrokardiograf (EKG), walau tetap harus memperhatikan faktor lainnya. Sinyal-sinyal EKG merupakan hasil rekaman grafis potensial listrik yang ditimbulkan jantung saat berkontraksi.
Elektrokardiograf merupakan alat elektronika kedokteran untuk mengukur potensial biolistrik yang disebabkan oleh aktifitas listrik otot jantung. Arus elektrik timbul pada saat otot jantung melakukan kontraksi dan menghasilkan suatu medan listrik yang berubah terhadap waktu. Hal ini mengakibatkan munculnya potensial biolistrik di kulit manusia. Elektroda-elektroda yang ditempelkan pada kulit mengambil potensial listrik ini sebagai masukan bagi instrumen EKG. Sinyal yang ditangkap elektroda itulah yang dinamakan sinyal bioelektrik jantung.
Penjelasan mengenai potensial biolistrik tubuh, sinyal EKG yang ditimbulkan, cara pendeteksian sinyal EKG, serta apa dan bagaimana prinsip dan cara kerja elektrokardiograf , akan dijelaskan pada bab ini.
2.1. Sinyal Biopotensial Jantung dan Pengukurannya
24 2.1.1. Sistem Konduksi Elektrik pada Jantung
Ada sebuah titik pada jantung yang bertugas untuk membangkitkan potensial aksi. Titik tersebut disebut titik SA (Sino-Atrial), berada di serambi kanan jantung. Apabila potensial aksi terjadi, tejadi propagasi menyebar ke seluruh bagian jantung dan mengakibatkan kontraksi dan aksi systole-diastole. Untuk lebih jelasnya akan dijelaskan berikut ini.
Ada dua jenis otot halus yang membentuk 4 ruang di dalam jantung, yaitu serambi kanan (right atrium), serambi kiri (left atrium), bilik kanan (right ventricle), dan bilik kiri (left ventricle). Darah dari jaringan tubuh masuk ke serambi kanan, mengalir ke bilik kanan untuk kemudian dipompa ke paru-paru. Sedangkan darah yang berasal dari paru-paru memasuki jantung melalui serambi kiri, bergerak ke bilik kiri, dan akhirnya dipompa ke sistem sirkulasi tubuh.
Jantung merupakan sumber potensial biolistrik. Hal ini disebabkan oleh aktifitas listrik otot jantung yang merupakan suatu sistem konduksi elektrik. Sistem konduksi elektrik jantung terdiri dari Sinoatrial (SA) node, Bundle of His,
Atrioventricular (AV) node, suatu jaringan yang disebut Bundle Branches, dan Purkinje Fibers. Struktur sistem konduksi elektrik jantung ditunjukkan pada Gambar 2-1.
25
SA-node berfungsi sebagai pacemaker yang menentukan frekuensi denyut jantung. Hal ini disebabkan oleh kemampuanya menghasilkan depolarisasi yang akan merambat ke sel-sel lain dalam jantung. Potensial aksi yang dihasilkan SA-node
dikendalikan oleh sistem saraf pusat sehingga laju deyut jantung dapat diatur secara otomatis.
Depolarisasi yang dihasilkan SA-node merambat ke seluruh serambi, menyebabkan serambi berkontraksi, dan darah mengalir ke bilik jantung melalui katub jantung . sinyal depolarisasi ini mencapai AV-node dalam waktu 40 ms. Rendahnya kecepatan konduksi pada jaringan AV-node menyebabkan proses depolarisasi tiba di
purkinje sistem setelah 110 ms, yang diikuti oleh kontraksi bilik jantung. Darah yang terdapat di bilik kanan dipompa ke paru-paru sementara bilik kiri memompa darah ke sistem sirkulasi tubuh. Periode kontraksi ini disebut systole.
Potensial aksi berada di bilik jantung selama 200 – 250 ms. Selang waktu ini memungkinkan bilik jantung memompa seluruh darah yang ada di dalamnya ke pembuluh nadi. Jantung kemudian mengalami repolarisasi selama periode istirahat, yang disebut sebagai diastole. Periode diastole bertahan sekitar 550 ms dan siklus di dalam jantung berulang.
2.1.2. Sinyal Elektrokardiogram
Sinyal EKG yang ditunjukkan pada Gambar 2-2 diberi label P, Q, R, S, T, yang mengindikasikan kodisi-kondisi tertentu pada jantung.
Tabel 2-1. Interval EKG
Interval Waktu (s) Kejadian
Interval PR 0.12 – 0.20 Depolarisasi atrium dan hantaran melalui simpul AV. Kompleks
QRS
0.08 – 0.10 Depolarisasi ventrikel dan repolarisasi atrium. Interval QT 0.40 – 0.43 Depolarisasi ventrikel + repolarisasi ventrikel. Interval ST 0.31 -0.33 Repolarisasi ventrikel.
26
Gambar 2-2. Sinyal EKG standar
27 berikut. Gambar 2-3 memperlihatkan perjalanan terbentuknya sinyal elektrokardiograf berserta gambar vektornya.
Gambar 2-3. Perjalanan terbentuknya sinyal EKG
2.1.3. Penempatan Elektroda
28
Gambar 2-4. Penempatan elektroda pada tubuh
Kaidah segitiga Einthoven dinyatakan dalam tiga lead badan bipolar yaitu lead I, II, dan III dengan ketentuan sebagai berikut:
1. Lead I : elektroda pada tangan tangan kiri terhubung dengan masukan non-inverting dari penguat dan elektroda tangan kanan terhubung pada masukan
inverting.
29 3. Lead III : elektroda pada kaki kiri terhubung dengan masukan non-inverting dari penguat dan elektroda tangan kiri terhubung pada masukan inverting (elektroda tangan kanan terhubung singkat dengan kaki kanan).
Sementara kaidah Wilson dinyatakan dalam tiga lead badan unipolar, yaitu lead aVL, aVR, dan aVF dengan ketentuan sebagai berikut:
1. Lead aVR : elektroda tangan kanan ke masukan non-inverting, masukan dari tangan dan kaki kiri dijumlahkan dan masuk ke masukan inverting.
2. Lead aVL : elektroda tangan kiri ke masukan non inverting, masukan dari tangan kanan dan kaki kiri dijumlahkan dan masuk ke masukan inverting.
3. Lead aVF : elektroda kaki kiri ke masukan non inverting, masukan dari tangan kanan dan kaki kiri dijumlahkan dan masuk ke masukan inverting.
Untuk lead V1 – V6 diletakkan mengitari tulang rusuk dada sebelah kiri , ditunjukan untuk mendapatkan informasi sagital jantung.
Sinyal dari jantung tersebut masih lemah, berkisar 500 ìV – 4 mV sehingga harus diperkuat dulu sebelum dapat diolah, selain itu perlu juga dipertimbangkan hal-hal lain dalam pengolahan sinyal, seperti derau dari otot dan derau dari jala-jala yang semuanya masuk dalam suatu sistem EKG.
2.2. Elektrokardiograf
30 Elektroda digunakan sebagai alat perekam sinyal EKG. Untuk mendapatkan potensial biolistrik jantung, elektroda harus dipasang pada bagian-bagian tubuh tertentu. Rendahnya nilai potensial biolistrik jantung menyebabkan ECG-amplifier
merupakan sub-sistem terpenting dalam instrumen EKG. Beberapa sub-sistem penting dari EKG adalah sebagai berikut:
a. Elektroda
b. Rangkaian Wilson dan Einthoven c. Penguat instrumentasi
d. Filter
e. Pengolah data
Diagram blok suatu sistem instrumentasi EKG diperlihatkan pada Gambar 2-5 berikut.
Gambar 2-5. Sistem instrumentasi EKG
2.2.1. Elektroda
31 Salah satu jenis elektroda yang biasanya digunakan untuk proses perekaman jangka pendek adalah suction cup electrode, yang ditunjukkan pada Gambar 2-6. Sementara untuk proses perekaman jangka panjang, seperti yang biasa digunakan bagi pasien dalam perawatan intensif pada bagian ICU (Intensive Care Unit), digunakan
body-surface electrode. Jenis body-surface electrode yang biasa digunakan ditunjukkan pada Gambar 2-7.
Gambar 2-6. Suction cup electrode
Gambar 2-7. Body surface electrode (a) tipe topi (b) penampang lintang (c) tipe disposable
32 plat logam Ag-AgCl tidak bergeser pada saat pasien bergerak. Struktur kolom ini dikelilingi oleh karet yang salah satu permukaannya berlapis bahan perekat.
2.2.2. Rangkaian Wilson dan Einthoven
Perekaman sinyal EKG harus memenuhi Kaidah Wilson dan Kaidah Segitiga Einthoven. Agar dapat memenuhi hal tersebut, maka diperlukan suatu rangkaian yang bersifat sebagai switching yang dapat menyalurkan lead-lead yang diiginkan.
33 Keterangan: RA = right arm RL = right leg
LA = left arm LL = left leg
Untuk menyalurkan lead-lead seperti kofigurasi diatas maka diperlukan multiplexer analog dual-channel. Sebagai multiplexer analog, CD4052 memiliki delapan masukan (X0…X4 dan Y0…Y4) yang dapat dikendalikan secara digital melalui pin A, B, dan INH. Table kebenaran dan karakteristik multiplexer CD4052 diperlihatkan pada Tabel 2-2 dan Tabel 2-3.
Tabel 2-2. Tabel kebenaran multiplexer CD4052
State input
Output
Inhibit B A
0 0 0 0X,0Y
0 0 1 1X,1Y
0 1 0 2X,2Y
0 1 1 3X,3Y
1 * * Tidak aktif
34 2.2.3. Penguat Instrumentasi
Semua instrumentasi yang dioperasikan di dalam suatu ruangan yang terkoneksi dengan jala-jala listrik, akan mendapatkan derau yang diperoleh dari adanya kopling kapasitansi antara rangkaian dengan jala-jala. Arus dari kopling kapasitans yang menyebabkan common voltage ditunjukkan pada Gambar 2-8.
Gambar 2-8. Arus dari kopling kapasitans yang menyebabkan
common voltage (VC)
Salah satu cara untuk mengurangi hal tersebut adalah dengan menggunakan penguat instrumentasi. Penguat instrumentasi mempunyai karakteristik:
a. Kemampuan untuk mencapai penguatan tinggi dengan nilai resistor yang rendah b. Impedansi masukan yang sangat tinggi
c. CMRR tinggi
35 tegangan antara dua terminal masukan OpAmp. Sedangkan penguatan sinyal common
adalah penguatan yang dilakukan apabila kedua terminal masukan OpAmp diberi sinyal yang sama besar dan fasanya. Semakin besar CMRR, berarti semakin besar pula derau yang dihilangkan karena pada dasarnya sinyal common adalah sinyal derau dari jala-jala.
Penguat instrumentasi merupakan pengembangan dari penguat diferensial untuk memenuhi tuntutan impedansi masukan yang tinggi, penguatan yang dapat diubah-ubah, serta CMRR yang tinggi. Jika dilihat pada Gambar 2-9, penguat insturmentasi merupakan gabungan dari dua buah penguat diferensial dimana penguat pertama merupakan kombinasi penguat diferensial standar yang mempunyai masukan dan output diferensial dengan penguatan sesuai persamaan (2.1) berikut.
1 2
2 1
0 1 2
R R V V V
1 2
1 2 0
2
1 V V
R R
V
(2.1)
Gambar 2-9. Rangkaian 3 OpAmp pembentuk penguat instrumentasi
Penguat kedua merupakan penguat diferensial standar yang dapat berperan sebagai buffer ataupun penguat tambahan dengan penguatan sebesar
3 4
R R
36
1 2
3 4 1 2 0 2
1 V V
R R R
R
V
(2.2)
Kita dapat mengubah besar penguatan secara mudah dengan mengubah nilai R1 dengan asumsi R2, R3, R4 tetap.
Penguat terisolasi (Isolation Amplifier) secara umum mempunyai kelebihan pada rasio sinyal terhadap derau yang lebih tinggi serta berfungsi juga sebagai pengaman arus balik ke pasien. Namun harganya mahal dan sulit diperoleh. Untuk itu digunakan penguat instrumentasi yang terdiri dari tiga buah OpAmp dengan rangkaian pada Gambar 2-10. Penguatan total pada penguat instrumentasi ini dapat diatur dengan mengubah nilai RGsesuai persamaan (2.3).
G total
R k
G 150 (2.3)
Gambar 2-10. Skema INA114 yang terdiri dari 3 OpAmp
2.2.4. Filter
Filter yang dipakai pada instrumentasi ini adalah High Pass Filter 0.5Hz,
37
aliasing karena sinyal nantinya akan diubah ke bentuk digital. Kedua bentuk filter tersebut berfungsi sebagai Band Pass Filter dengan memperhatikan bahwa range sinyal EKG berkisar antara 0. 5 – 150 Hz. Notch Filter disini berfungsi sebagai penghilang derau yang diakibatkan oleh tegangan jala-jala 50 Hz. Filter aktif menggunakan op-amp dapat dirancang dengan beberapa metode.
2.2.4.1. Metode Sallen-key (Unity Gain)
Metode Unity Gain merupakan metode untuk merancang filter dengan dua variable yang ditentukan, yaitu R dan C. Metode ini dapat digunakan untuk merancang baik LPF maupun HPF. Perancangan HPF dapat dilakukan dengan menggunakan konfigurasi LPF yang dinormalisasi. Rangkaian dasar LPF menggunakan Metode Unity Gain diperlihatkan pada Gambar 2-11.
Gambar 2-11. Rangkaian dasar konfigurasi LPF Metode Unity Gain
Rangkaian dasar diatas merupakan filter orde 2. Untuk pengembangan menjadi orde 4, 6, 8, dan seterusnya, dapat dilakukan dengan penambahan stage
berikutnya. Perancangan suatu tapis pelewat rendah dapat dilakukan dengan cara menentukan orde filter yang dibutuhkan. Nilai-nilai Cij pada rangkaian dasar dapat
38 pada rangkaian implementasi dapat ditentukan dengan menggunakan pesamaan (2.4) berikut.
' '
2 C ij
ij ij
R f C C
(2.4)
dimana: Cij = nilai normal kapasitor dari Tabel Butterworth (lihat Lampiran A) Cij' = nilai kapasitor pada rangkaian implementasi
Rij = nilai normal resistor pada rangkaian dasar (1Ω)
Rij’ = nilai resistor yang ditentukan pada rangkaian implementasi fc = frekuendi cutoff filter yang dirancang
Metode Unity Gain untuk merancang suatu tapis pelewat tinggi dilakukan dengan cara menormalisasi rangkaian dasar LPF ke bentuk HPF. Rangkaian normalisasi HPF dapat dilihat pada Gambar 2-12.
Gambar 2-12. Rangkaian normalisasi HPF Metode Unity Gain
Untuk menentukan nilai-nilai variabel R dan C yang dibutuhkan dapat dilakukan dengan cara mengambil suatu nilai fixed untuk C (misal: 470nF) dan mementukan R yang dibutuhkan dengan persamaan (2.5).
' '
2 / 1
ij C
ij ij
C f
C R
(2.5)
39 Cij' = nilai fixed kapasitor yang dipilih untuk rangkaian implementasi
Rij = nilai normal resistor pada rangkaian dasar (1Ω)
Rij’ = nilai resistor yang ditentukan pada rangkaian implementasi fc = frekuendi cutoff filter yang dirancang
2.2.4.2. Metode Multi-purpose State Variable
Filter State Variable merupakan filter aktif yang dapat secara simultan menghasilkan keluaran lowpass, highpass, maupun bandpass dari sebuah masukan. Rangkaian normalisasi filter State Variable dapat dilihat pada Gambar 2-13.
Gambar 2-13. Rangkaian normalisasi Filter State Variable
Untuk merancang suatu tapis pelewat tinggi maupun tapis pelewat rendah, dapat dibuat pada filter State Variable yang sama. Setelah menentukan frekuensi cutoff (fC) dan
faktor kualitas (Q) dari Tabel Butterworth, maka dapat ditentukan nilai RQ, dengan pesamaan (2.6).
1 3 Q
40
r r r
r f
f K
2
(2.7)
(2.8)
Pada perancangan filter Bandpass dan filter Notch, faktor kualitas (Q) ditentukan berdasarkan frekuensi cutoff (fC) dan bandwith yang diinginkan sesuai persamaan (2.9).
BW f
Q 0 (2.9)
Filter Notch diperoleh dengan menjumlahkan output dari bagian lowpass dan highpass
dengan menggunakan op-amp tambahan, seperti yang diperlihatkan pada Gambar 2-14.
Gambar 2-14. Op-amp tambahan untuk Filter Notch
Filter State Variable juga dapat dirancang menggunakan program Filter42. Filter42 merupakan program DOS yang dibuat oleh Texas Instrument untuk merancang filter aktif menggunakan IC filter aktif universal UAF42 keluaran Burr-Brown. Perancangan suatu filter untuk IC UAF42 menggunakan program Filter42 dapat dilakukan dengan langkah-langkah sebagai berikut:
1. Step1: Pemilihan respon filter, yaitu: lowpass, highpass, bandpass, atau notch. 2. Step2: Pemilihan tipe filter, yaitu: Butterworth, Bessel, Chebyshev, atau Inverse
Chebyshev.
3. Step3: Pemilihan orde filter (n = 2…10). 4. Step4a: Penentuan frekuensi filter, yaitu:
41 b. Untuk filter bandpass: menentukan frekuensi tengah, fTENGAH
c. Untuk filter notch: menentukan frekuensi notch, fNOTCH
Bila filter yang dirancang adalah highpass/lowpass maka langsung ke Step5. 5. Step4b: bila filter yang dirancang merupakan bandpass/notch maka perlu
menentukan Bandwidth (BW) atau fL dan fH.
6. Step5: nilai-nilai komponen dan blok diagram filter dapat dilihat dengan menggunakan F3, sedangkan plot dapat dilihat dengan menggunakan F2.
Topologi UAF42 dapat dilihat pada Gambar 2-15.
Gambar 2-15. Topologi UAF42
2.2.4.3. Metode Uniform Capacitor
42
Gambar 2-16. Rangkaian dasar LPF Uniform Capacitor
Dengan metode ini, suatu tapis pelewat rendah dapat dengan mudah dirancang karena menggunakan nilai kapasitor (C) yang tetap (fixed). Perancangan diawali dengan menetukan orde filter sesuai Table Butterworth (lihat lampiran A). Jika dibutuhkan orde lebih dari 2 (n = 4, 8, …) maka dapat dilakukan dengan penambahan stage berikutnya dari rangkaian dasar diatas. Untuk menetukan nilai resistor Ri untuk setiap stage maka digunakan persamaan (2.10) dan (2.11) berikut.
C f R i C i . . 4 1
, untuk i ganjil (i = 1, 3, 5, …) (2.10)
) .( . 1 2 2 i i C i C f R
, untuk i genap (i = 2, 4, 6, …) (2.11)
dengan: Ri = nilai Ri pada setiap stage (ganjil dan genap)
C = kapasitor yang digunakan pada rangkaian implementasi ái = lokasi real poleRi dari Tabel Butterworth (lihat Lampiran A)
âi = lokasi imaginary pole Ri dari Tabel Butterworth (lihat Lampiran A)
fC = frekuensi cutoff
2.2.4.4. Metode Active Twin-T
43
Gambar 2-17. Topologi Active Twin-T
Topologi Active Twin-T diperlihatkan pada Gambar 2-17. Perancangan suatu filter notch
dengan metode Twin-T diawali dengan menentukan faktor kualitas (Q) sesuai frekuensi
notch dan bandwidth yang diinginkan. Penetuan Q adalah seperti persamaan (2.9). Selanjutnya dipilih nilai dua variabel bebas, yaitu R dan C yang mudah diperoleh. Nilai komponen lainnya dapat ditentukan dengan persamaan (2.12) dan (2.13) berikut.
Q k
4 1 1
(2.12)
C f R
Notch
2 1
1 (2.13)
2.2.5. Pengolah Data
Pengolah data berupa sistem mikroprosesor yaitu mikrokontroler AVR (Alf and Vegard’s Risc processor) seri AT90S2313 dari ATMEL. Keluaran dari sub sistem ini adalah ke PC.
2.2.5.1. Fitur-Fitur AT90S2313
Mikrokontroler AT90S2313 memiliki fitur-fitur utama sebagai berikut: 1. 118 macam instruksi
44 3. Memori program Flash pada ROM 2K word (1K x 16)
4. Memori EEPROM 128 byte 5. Memori data SRAM 128 byte 6. Jalur I/O 15 pin
7. Timer/counter 2 buah 8. Output PWM 1 channel
9. Serial I/O menggunakan USART 10.Komparator analog
2.2.5.2. Hardware
Konfigurasi pin AT90S2313 terlihat pada Gambar 2-18. Deskipsi masing-masing pin dapat dilihat pada Tabel 2-4.
Gambar 2-18. Konfigurasi pin AT90S2313
2.2.5.3. Arsitektur AT90S2313
45
Tabel 2-4. Deskripsi pin AT90S2313
VCC Power supply
GND Ground
Port B (PB7..PB0) Port B merupakan port I/O 8-bit bi-directional. Pin-pin pada port ini dapat diberi resistor pull-up internal secara individual. PB0 dan PB1 juga dapat digunakan untuk input sebagai komparator analog. Buffer port B dapat mencatu arus hingga 20mA dan dapat secara langsung men-drive LED.
Port D (PD6..PD0) Port D memiliki tujuh buah pin I/O bi-directional, yakni PD6..PD0. Seperti halnya port B, pin-pin pada port ini juga mampu men-drive LED karena dapat mencatu arus hingga 20mA.
RESET Reset input. Kondisi logika rendah ‘0’ lebih dari 50 ns pada pin ini akan membuat mikrokontroler masuk ke dalam kondisi reset. XTAL1 Input bagi inverting oscillator amplifier dan input bagi clock
internal.
XTAL2 Output inverting oscillator amplifier.
46
Gambar 2-19. Blok diagram AT90S2313
47 Gambar 2-20. Arsitektur AT90S2313
2.2.5.4. Universal Serial Bus
Gambar 2-21. Konektor USB
tipe-A dan B
Tabel 2-5. Fungsi pin-pin pada
konektor USB
Pin Fungsi
Merah 1 VBus (4.75-5.25 volt)
Putih 2 Data-
Hijau 3 Data+
48 USB merupakan interface standar menggunakan serial bus. Sistem USB terdiri dari host controller dan USB devices. Standarisasi USB berdasarkan USB Implementers Forum adalah seperti Gambar 2-21 dan Tabel 2-5 berikut.
Fitur-fitur Universal Serial Bus: 1. PC bertindak sebagai host.
2. Sebanyak 127 usb devices dapat dihubungkan pada host, baik langsung maupun menggunakan usb hub.
3. Panjang kabel USB adalah maksimal 5 meter dari host, dengan menggunakan usb hub panjang kabel dapat mencapai 30 meter.
4. Maksimum data rate 480MB/detik (USB 2.0).
5. Kabel USB terdiri dari dua kabel power (+5V dan ground) dan kabel twisted pair
untuk data (D+ dan D-).
6. Pada kabel power, PC dapat mensuplai sampai 500mA pada tegangan 5V.
7. Devais berdaya rendah (seperti: mouse) dapat menggunakan power langsung dari
bus sedangkan untuk devais yang membutuhkan daya besar (seperti: printer) harus menggunakan catu daya eksternal.
8. Umumnya devais USB dapat di-set pada mode sleep oleh PC host saat PC berada pada mode power-saving.
Perangkat keras dan perangkat lunak yang terlibat pada sebuah system USB meliputi: 1. Perangkat keras:
a. USB Host Controller b. USB Hub
c. Devais USB
2. Perangkat lunak: a. USB Devais Driver b. USB Driver
49
Client SW
USB Host Controller
USB Logical Device Function Host Interconnect Physical Device
USB Bus Interface USB System SW
Actual communications flow
Logical communications flow
Implementation Focus Area
Function Layer
USB Device Layer
USB Bus Interface Layer
50
BAB III
PERANCANGAN INSTRUMENTASI EKG
PERANCANGAN PERANGKAT KERAS
Perancangan bagian perangkat keras dari sistem instrumen EKG akan dibahas pada bagian ini. Bagian perangkat keras ini meliputi:
1. Selektor analog 2. Pengendali selektor 3. Penguat instrumentasi 4. Filter analog
5. Konverter analog ke digital 6. Modul USB
7. serta blok self-powered
3.1. Spesifikasi
Spesifikasi yang akan dijadikan acuan dalam perancangan bagian perangkat keras sistem instrumen EKG adalah yang tertera pada Tabel 3-1 berikut. Spesifikasi tersebut mengacu pada standar dari AAMI (Association of the Advancement of Medical Instrumentation).
3.2. Diagram Blok
Gambar 3-1 memperlihatkan blok diagram dari perangkat keras sistem instrumen EKG. Perangkat keras sistem instrumen EKG akan terdiri dari enam modul PCB, yaitu: selektor, penguat dan tapis, ADC, modul USB, pengendali selektor, dan blok
51
Tabel 3-1. Spesifikasi perancangan bagian perangkat keras sistem instrumen EKG
Sistem EKG Standar 12-leads
Sinyal masukan Simulator-EKG Penguatan 1000 kali
CMRR ≥ 100 dB
Lebar sinyal 0.5 – 150 Hz Hardware filter:
LPF 150 Hz
HPF 0.5 Hz Notch 50 Hz Resolusi min 8 bit PC interface USB- port
Sistem operasi Microsoft Windows
Spesifikasi software Menampilkan sinyal pada suatu program plot waveform Delphi
Tampilan Lead EKG secara otomatis oleh pengendali selektor 5DQJNDLDQ:LOVRQ 6HOHNWRU$QDORJ (OHFWURGH (&* 3DWLHQW &DEOH 3HQJXDW$ZDO 5LJKWOHJGULYHQ5/' )LOWHUDQDORJ 3HQJXDWDNKLU 3& 3RZHUVXSSO\ 9GF *URXQG .RQYHUWHU $QDORJ NH 'LJLWDO 0RGXO $NXLVLVL 86% 3& 86%SRUW 0RGXO 3HQJHQGDOL 6HOHNWRU
Gambar 3-1. Diagram blok perancangan perangkat keras
52
3.3. Perancangan
Pada perancangan perangkat keras terdapat beberapa hal yang perlu diperhatikan dalam merancang sistem instrumentasi biomedika, antara lain:
1. Fungsi dasar dan spesifikasi yang disyaratkan
2. Penggunaan komponen yang tepat dengan nilai toleransi terkecil 3. Desain sesederhana mungkin untuk mengurangi kesalahan
4. Teknik grounding yang benar yang memperhatikan teknik peredaman derau.
3.3.1. Selektor Analog
Selektor analog merupakan modul yang langsung berhubungan dengan kabel EKG. Modul ini terdiri dari rangkaian Wilson dan saklar analog. Modul ini membutuhkan menggunakan catu daya +5V dan -5V untuk mengaktifkan komponen-komponennya. Diagram blok modul ini terlihat pada Gambar 3-2.
Gambar 3-2. Diagram blok Selektor
53 kering. Oleh karena itu agar tidak terjadi distorsi sinyal yang dihasilkan, maka digunakan
ECG-gel.
Selektor analog mengadopsi rangkaian dari Cardiofax ECG-6501/6511. Rangkaian ini difungsikan untuk menentukan lead yang akan direkam. Ada 12 lead yang dihasilkan dari 10 buah elektroda yang dipasang secara simultan.
Perencanaan rangkaian selektor analog ini dapat dilihat pada Gambar 3-3. Terlihat juga adanya rangkaian Wilson yang menghasilkan tiga lead augmentasi, yaitu aVL, aVR, dan aVF.
Gambar 3-3. Rangkaian selektor analog [Cardiofax: Service Manual, Nihon Kohden]
54 mengontrol pemilihan IC. Pengoperasian multiplexer 4052 ini terlihat dari tabel kebenaran pada Tabel 2-2.
3.3.2. Pengendali Selektor
Agar dapat menyalurkan lead yang akan direkam (lead I – lead V6), rangkaian selektor analog memerlukan bit-bit kontrol seperti Tabel 3-2, oleh karena itu diperlukan suatu rangkaian yang dapat menghasilkan bit-bit kontrol tersebut.
Rangkaian pengendali selektor dapat dilihat pada Gambar 3-4. Rangkaian ini mengunakan AT90S2313 untuk menghasilkan bit-bit seperti pada Tabel 3-2. Pada rangkaian ini, port yang digunakan untuk mengeluarkan bit-bit kendali adalah port B.
Gambar 3-4. Rangkaian pengendali selektor [http://www.beyondlogic.org]
Dalam pengoperasian rangkaian ini, ada beberapa hal yang perlu diperhatikan, yaitu: a. IC 4052 dapat beroperasi sebagai saklar analog, dengan baik pada perubahan bit
kendali 0.5 s.
b. Durasi 1 siklus sinyal ECG adalah ± 1.5 detik.
55
Tabel 3-2. Bit-bit Kontrol Rangkaian Selektor Analog
B A INH (U11) INH (U12) INH (U13) INH (U14)
0 0 0 1 1 1
0 1 0 1 1 1
1 0 0 1 1 1
1 1 0 1 1 1
0 0 1 0 1 1
0 1 1 0 1 1
1 0 1 0 1 1
1 1 1 0 1 1
0 0 1 1 0 1
0 1 1 1 0 1
1 0 1 1 0 1
1 1 1 1 0 1
0 0 1 1 1 0
3.3.3. Modul Penguat dan Filter
56
Gambar 3-5. Diagran blok Modul Penguat dan Filter
3.3.3.1. Penguat Instrumentasi
Seperti yang telah digambarkan sebelumnya, bagian penguat instrumentasi (Instrumentation Amplifier/ IA) merupakan bagian terpenting dari instrumen EKG. Bagian ini, selain memperkuat sinyal EKG ke level yang dapat dibaca/diolah lebih lanjut, memegang peranan penting dalam mengurangi derau terutama derau dari jala-jala. Pada perancangan ini, yang diperhatikan adalah sinyal EKG yang diperkuat dan derau jala-jala. Sinyal kalibrasi EKG standar adalah 1 mV, sedangkan apabila kita mengukur derau jala-jala pada osiloskop (dilakukan dengan tidak menghubungkan probe pengukur pada apapun) didapatkan nilai 10 mV. Hal ini menimbulkan masalah tersendiri, karena ternyata derau sepuluh kali lebih besar dari sinyal EKG. Karenanya penguatan common dari penguat instrumentasi yang dipakai harus mampu memperkecil/ memperlemahnya sehingga ketika diperkuat pada penguatan diferensial, derau tersebut tidak meredam sinyal EKG.
Perancangan ini menggunakan IC INA114, yang mempunyai penguat instrumentasi terintegrasi di dalamnya. IC ini mempunyai CMRR yang sangat tinggi, mencapai 115 dB, sehingga cocok untuk digunakan dalam instrumen EKG. Perancangan memakai penguatan bertingkat dengan INA144 berperan sebagai penguat awal dan penguat akhir sekaligus sebagai rangkaian offset adalah OPA2227. Penguat awal mempunyai penguatan yang lebih kecil, hanya 10 kali. Hal ini dikarenakan potensial
57 dengan penambahan rangkaian Right Leg Driven (RLD) untuk mengurangi potensial
offset tersebut. Rangkaian RLD diterangkan oleh Gambar 3-6.
Gambar 3-6. Rangkaian Right Leg Driven [datasheet INA114]
Pilihan untuk menggunakan IC khusus penguat instrumentasi di atas dikarenakan sulitnya membangun penguat instrumentasi dari tiga buah OpAmp, yang dapat mencukupi kebutuhan sistem instrumentasi biomedik, khususnya EKG yaitu memiliki CMRR ≈ 100 dB.
Pada perancangan ini digunakan RG 2.8k
2 sehingga penguatan yang dicapai pada penguat instrumentasi ini (penguatan awal) adalah:
92 . 9 ) 8 . 2 )( 2 (
50
1
k k Gawal
3.3.3.2. Filter
58 3.3.3.2.1. High Pass Filter
High Pass Filter (HPF) adalah suatu rangkaian khusus yang bertugas menghalangi frekuensi rendah dan melewatkan frekuensi lebih tinggi. Dalam perancangan ini HPF berfungsi sebagai drift compensation dengan fC = 0.5 Hz karena keterbatasan kemampuan operasi perangkat keras yang bisa diperoleh. Perancangan yang dilakukan adalah dengan menggunakan metode Unity Gain dan Multi-Purpose State Variable sebagai pembanding.
Sallen- key (Unity Gain)
Spesifikasi awal dari filter ini adalah sebagai berikut: fC = 0.5 Hz redaman -3dB
fS = 0.05 Hz redaman -80dB AS = fC/ fS = 10 rad/s
Setelah dilihat pada grafik Butterworth pada lampiran, ternyata yang memenuhi kriteria tersebut adalah orde 4 dengan nilai-nilai C sebagai berikut:
C11 = 1.082F C21 = 2.613F C12 = 0.9241F C22 = 0.3825F
Rangkaian dasar konfigurasi LPF orde 4 diperlihatkan pada Gambar 3-7.
59 Rangkaian dinormalisasi ke dalam bentuk HPF seperti pada Gambar 3-8.
Gambar 3-8. Normalisasi ke bentuk HPF
Setelah dinormalisasi dengan menggunakan persamaan (2.5), dengan mengambil Cij’ = 470 nF maka diperoleh:
k
C f C R C 9 . 625 ) 10 . 470 )( 5 . 0 ( 2 082 . 1 / 1 2 / 1 9 ' 11 11 ' 11
k
C f C R C 88 . 732 ) 10 . 470 )( 5 . 0 ( 2 9241 . 0 / 1 2 / 1 9 ' 12 12 ' 12
k
C f C R C 186 . 259 ) 10 . 470 )( 5 . 0 ( 2 613 . 2 / 1 2 / 1 9 ' 21 21 ' 21
M
C f C R C 77 . 1 ) 10 . 470 )( 5 . 0 ( 2 3825 . 0 / 1 2 / 1 9 ' 22 22 ' 22
Maka diperoleh rangkaian pada Gambar 3-9 .
Gambar 3-9. Rangkaian implementasi tapis pelewat tinggi menggunakan
60 Setelah itu rangkaian tersebut disimulasikan pada program Electronics WorkBench (EWB). Ada dua titik yang diuji, yaitu titik pertama pada orde 2 (output
OpAmp 1) dan titik kedua pada orde 4 (output OpAmp 2) seperti yang tertera pada Gambar 3-9. Tampak dari Gambar 3-10, semakin tinggi orde, semakin curam respon amplitudonya sehingga semakin ideal dalam penggunaannya sebagai filter.
Gambar 3-10. Simulasi metode Sallen-key untuk HPF menggunakan EWB
Karena keterbatasan komponen, dalam implenentasi perangkat keras digunakan komponen-komponen berikut:
1. C = 470nF
2. R11 = 56kΩ + 560kΩ 3. R12 = 47kΩ + 680kΩ
61
Multi-Purpose State Variable
Metode ini memanfaatkan UAF-42 dengan program Filter42 dengan spesifikasi sebagai berikut:
f0 = 0.5 Hz
Q = 0.707 tipe = Butterworth orde = 2
Fungsi transfer HPF adalah:
2 2
2 .
/ n
n HP IN
HP
Q s s
s A V
V
Dengan menggunakan program Filter42, diperoleh nilai-nilai: 1. C 1,2 = 100nF
2. RF 1,2 = 3,160 MÙ
3. RG = 50 KÙ dan RQ = 44,20 KÙ
Sehingga terbentuk rangkaian pada Gambar 3-11.
Gambar 3-11. Rangkaian implementasi HPF menggunakan
62 Setelah disimulasikan, diperoleh Gambar 3-12.
Gambar 3-12. Simulasi metode Multi-Purpose State Variable untuk HPF menggunakan EWB
3.3.3.2.2. Low Pass Filter
Low Pass Filter (LPF) adalah suatu rangkaian khusus yang bertugas menghalangi frekuensi tinggi dan melewatkan frekuensi rendah. LPF disini selain sebagai anti aliasing, berfungsi juga sebagai peredam derau frekuensi tinggi. Pada perancangan ini dipilih frekuensi cutoff (fC) = 150 Hz. Nilai ini dipilih karena pada kasus
khusus (misalnya saat berolah raga) pada individu tertentu dapat muncul komponen-komponen sinyal EKG yang beroperasi diatas 100 Hz.
63
Sallen-key (Unity Gain)
Spesifikasi awal LPF dengan memperhatikan karakteristik sinyal EKG adalah sebagai berikut:
fC = 150 Hz redaman -3dB fS = 450 Hz redaman -77dB AS = fS/ fC = 3 rad/s
Setelah dilihat pada grafik Butterworth pada lampiran
,
ternyata yang memenuhi kriteria tersebut adalah orde 8 dengan nilai-nilai C pada tabel Butterworth adalah sebagai berikut:C11 = 1.02F C21 = 1.202F C31 = 1.8F C41 = 5.125F C12 = 0.9808F C22 = 0.8313F C32 = 0.5557F C42 = 0.195F Kofigurasi OpAmp-nya terlihat pada Gambar 3-13.
Gambar 3-13. Rangkaian dasar konfigurasi LPF
Setelah dinormalisasi dengan menggunakan persamaan (2.4), dengan mengambil Rij'= 10 KÙ maka diperoleh:
nF R f C C C 225 . 108 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 02 . 1
2 11' 3
11 '
11
nF R f C C C 066 . 104 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 9808 . 0
2 12' 3
12 '
12
64 nF R f C C C 536 . 127 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 202 . 1
2 21' 3
21 '
21
nF R f C C C 024 . 88 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 8313 . 0
2 22' 3
22 '
22
nF R f C C C 966 . 190 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 8 . 1
2 31' 3
31 '
31
nF R f C C C 526 . 58 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 5557 . 0
2 32' 3
32 '
32
nF R f C C C 779 . 543 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 125 . 5
2 41' 3
41 '
41
nF R f C C C 69 . 20 ) 10 . 10 )( 150 ( 2 195 . 0
2 42' 3
42 '
42
Maka diperoleh rangkaian pada Gambar 3-14.
Gambar 3-14. Rangkaian implementasi LPF menggunakan
metoda Sallen-key
65
Gambar 3-15. Simulasi metode Sallen-key untuk LPF menggunakan EWB
Hal ini memperlihatkan, semakin tinggi orde, kualitas filter semakin baik, karena yang diharapkan adalah LPF dengan frekuensi cut-off pada 150 Hz.
Uniform Capacitor
66 Rangkaian dasar LPF menggunakan metoda Uniform Capacitor dapat dilihat pada Gambar 2-16. Dengan menerapkan persamaan (2.10) dan (2.11) pada rangkaian dasar tersebut dan mengambil C = 0.01uF, diperoleh:
k
R 54.09
) 10 . 10 )( 9808 . 0 )( 150 ( 4 1 9 1
k
R 212.2
) 1951 . 0 9808 . 0 )( 10 . 10 )( 150 ( 1 2 2 9 2
k
R 63.8
) 10 . 10 )( 8315 . 0 )( 150 ( 4 1 9 3
k
R 212.2
) 5557 . 0 8315 . 0 )( 10 . 10 )( 150 ( 1 2 2 9 4
k
R 95.486
) 10 . 10 )( 5557 . 0 )( 150 ( 4 1 9 5
k
R 212.2
) 8315 . 0 5557 . 0 )( 10 . 10 )( 150 ( 1 2 2 9 6
k
R 271.92
) 10 . 10 )( 1951 . 0 )( 150 ( 4 1 9 7
k
R 212.2
) 9808 . 0 1951 . 0 )( 10 . 10 )( 150 ( 1 2 2 9 8
67
Gambar 3-16. Rangkaian implementasi LPF menggunakan
metoda Uniform Capacitor
68 Gambar 3-17 menunjukkan simulasi EWB dari perancangan LPF metode
Uniform Capacitor dari orde 2, 4, 6, dan 8. Orde 2 ditunjukkan pada kurva amplituda paling bawah (kurva ungu) sedangkan orde 8 pada kurva teratas (kurva hijau). Sebaliknya pada kurva fasa di bawahnya, terlihat pada keluaran orde 8 terdapat penguatan yang lebih besar daripada orde-orde lain yang lebih kecil. Namun ternyata metode ini tidak mampu mencapai frekuensi cut-off 150 Hz seperti yang diharapkan.
Multi-Purpose State Variable
Metoda ini menggunakan UAF-42 dengan spesifikasi sebagai berikut:
f0 = 150 Hz Q = 0.707 tipe = Butterworth orde = 2
Fungsi transfer LPF adalah:
2 2 2 / . ) ( n n n LP IN LP Q s s A V s V
Dengan menggunakan program Filter42, diperoleh nilai-nilai: 1. RF 1,2 = 1.070 MÙ
2. RG = 50 KÙ dan RQ = 44.20 KÙ
69
Gambar 3-18. Rangkaian implementasi LPF menggunakan
metoda Multi-Purpose State Variable
70 3.3.3.2.3. NotchFilter
Notch Filter atau dikenal juga sebagai Band Reject Filter adalah suatu rangkaian khusus yang bertugas menghalangi rentang frekuensi diantara rentang frekuensi rendah dan tinggi. Dalam kasus ini, frekuensi yang dihalangi adalah frekuensi 50 Hz yang merupakan frekuensi jala-jala yang dipakai di Indonesia.
Salah satu cara menghilangkan sinyal ini adalah dengan penambahan
Notch Filter pada frekuensi sinyal tersebut. Hanya saja spesifikasi notch haruslah ketat, hanya meredam frekuensi 50 Hz saja dikarenakan sinyal EKG berada pada rentang 0.05 – 100 Hz. Notch sebenarnya juga merusak kualitas keluaran karena sinyal EKG juga mempunyai nilai pada 50 Hz tersebut.
Ada dua metode yang diambil dalam perancangan kali ini, yaitu perancangan berbasis Twin-T Network dan perancangan dengan menggunakan metode
Multi-Purpose State Variable.
Twin-T Network
Metode ini dipilih karena kesederhanaan rangkaian dan kemudahan komponen. Rangkaian dasar Active Twin-T orde 2 dapat dilihat pada Gambar 2-17.
Spesifikasi awal yang diharapkan :
f0 = 50 Hz
BW = 4 Hz
Q = f0/ BW = 12.5
Dari spesifikasi awal tersebut, digunakan persamaan (2.12) dan (2.13). Dan dengan mengambil R = 1MΩ, C = 10nF diperoleh nilai:
98 . 0 ) 5 . 12 ( 4 1 1 4 1
1
Q k
k
C f
R 318.3
) 10 . 10 )( 50 ( 2 1 2 1 9 0 1
71 R k 159.15k
2 3 . 318 2
1
kR(0.98)(1M)980k
(1k)R(10.98)(1M)20k
Dari nilai-nilai yang telah diperoleh di atas, didapat rangkaian Notch Filter seperti pada Gambar 3-20.
Gambar 3-20. Rangkaian implementasi Notch Filter menggunakan metoda Twin-T
72
Gambar 3-21. Simulasi metode Twin-T untuk Notch Filter
menggunakan EWB
Multi-Purpose State Variable
Pada perancangan ini digunakan metode yang mampu diimplementasikan pada semua jenis filter dengan hanya mengubah nilai resistor dan kapasitornya. Untuk itu, digunakan suatu IC khusus UAF-42 (Universal Active Filter) yang berisi 4 OpAmp.
Fungsi transfer yang dipakai adalah:
2 2 2 2 / ) ( ) ( ) ( n n n BR IN BR Q s s s A s V s V Dengan spesifikasi:
f0 = 50 Hz
BW = 4 Hz
73 Dengan menggunakan program Filter42, diperoleh nilai-nilai:
1. RF 1,2 = 3.16 MÙ
2. RG = 50 KÙ dan RQ = 2.15 KÙ
Setelah melalui program Filter42 didapatkan rangkaian pada Gambar 3-22.
