RANCANG BANGUN PENGUAT BIOPOTENSIAL ELEKTROKARDIOGRAFI (EKG) BERBASIS IC AD620

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

19801010200501

t

002

2;: 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, Elektronika Dasar II, Fisika Komputasi, Sistem Digital, Pemrosesan sinyal digital,

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 Plaju-Sungai Gerong”.

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

merangkai masa depan

”

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. 6. Bapak Prof.Suharso,Ph.D. selaku Dekan FMIPA Unila.

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

B. Teori Dasar 1. Jantung ... 7

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

DAFTAR PUSTAKA LAMPIRAN

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

Gambar 59. Respon frekuensi notch filter wein bridge pada frekuensi 60 Hz ... 71

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

(b) Objek 2 (c) Objek 3 ... 76

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 diperoleh berdasarkan fenomena depolarisasi dan repolarisasi pada otot-otot

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 – 110 Hz ( Bao, 2003).

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 mudah terganggu oleh berbagai noise salah satunya interferensi listrik dengan

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 (CMRR) tinggi.

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 sinyal jantung yang baik.

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 menunjukkan bahwa alat dapat bekerja dengan baik. Beberapa kekurangan

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 membran yang memisahkan larutan KCl (gambar 4a). KCl terurai menjadi ion

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 menjadi lebih positif daripada di luar sel, dan potensial membran meningkat.

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 ditampilkan. Akson ini memiliki potensial istirahat dari sekitar -80 mV

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 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).

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. (Cameron, 1978).

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 bocor (tidak memerlukan rangsangan dari luar), setelah repolarisasi komplit,

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. Secara skema dapat dijelaskan sebagai berikut:

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 jantung seperti ditunjukkan pada Gambar 9.

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.

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 (Cameron, 1978).

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.

b) Lead standar unipolar (Augmented Extremity Leads), yaitu lead aVR,aVL dan aVF.

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 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 potensial (+).

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 oleh Lead aVF.

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 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 nodus SA ke nodus AV, dan menyebar dari atrium kanan ke atrium kiri.

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 (Nazmah, 2011).

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 terjadi pada saat otot ventrikel mengalami depolarisasi (Nazmah, 2011).

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).

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 R1 = 2 kΩ, R2 = 10kΩ dan C = 10 μF ).

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 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 sederhana (Carr, 2001). Rangkaian ini ditunjukkan pada gambar 24.

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 CMRR yang sangat tinggi.

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). Skematik sederhana AD620 ditunjukkan pada gambar 26.

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 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 ini bekerja sebagai penyangga (buffer) yang menghasilkan impedensi input

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 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 penguat biolistrik lalu dikuatkan dengan faktor β untuk umpan balik negatif ke

36

tubuh. Dengan faktor β yang digunakan yaitu 40 kali. Kapasitor Cc berfungsi 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 kombinasi dari semua komponen. Ada empat tipe dasar dari filter yang

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 bandpass filter ditunjukkan pada Gambar 31.

Gambar 31. Bandpass filter dengan gain maksimal pada frekuensi resonansi fr (Coughlin dan Driscoll, 1993)

Bandpass filter mempunyai gain maksimum pada frekuensi resonansi fr. Frekuensi potong bawah fL (lower cutoff frequency) adalah nilai frekuensi di bawah frekuensi resonansi ketika gain sama dengan 0,707. Frekuensi potong

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

L

f

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 f_r

(16)

Semakin tinggi nilai Q mengindikasikan bahwa sebuah filter memilih satu pita lebih kecil dari frekuensi (lebih selektif). Berdasarkan kualitas frekuensi ini bandpass terbagi menjadi 2 jenis yaitu bandpass pita sempit (narrowband bandpass filter) dan bandpass pita lebar (wideband filter).

39

Bandpass pita lebar (wideband filter) mempunyai bandwidth 2 atau lebih kelipatan frekuensi resonansi atau memiliki faktor kualitas Q



0,5. Sementara bandpass 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 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

(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 pada 1 or 0 dB, jika resistor feedback (2R) dipilih dua kali resistor input R. Hanya dengan mengatur atau mengubah-ubah Rr maka frekuensi resonans dapat diubah tanpa mengubah bandwidth atau gain (perolehan) tapis seperti pada gambar 34.

41

Gambar 34. Rangkaian bandpass pita sempit (Coughlin and Driscoll, 1993)

Pada kasus tertentu, tapis lolos bidang digunakan hanya untuk meloloskan 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 f_r (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)

Respon frekuensi tapis takik seperti Gambar 36 di bawah ini.

Gambar 36. Respon frekuensi tapis takik (Coughlin and Driscoll, 1993)

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 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.

.

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 besaran-besaran listrik pada rangkaian dan komponen.

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

1. Perancangan komponen elektrokardiografi (EKG)

Perancangan komponen pada penelitian ini ditunjukkan pada diagram blok perancangan komponen EKG. Berikut diagram alir perancangan EKG.

Gambar 41. Diagram blok perancangan komponen EKG

Perancangan komponen EKG diawali dengan pemasangan Elektroda (Ag-AgCl) pada permukaan tubuh sesuai dengan lead /sadapan EKG. Elektroda (Ag-AgCl) berfungsi untuk mendeteksi biopotensial jantung sehingga menghasilkan sinyal tegangan elektrik sebagai sinyal EKG. Sinyal EKG ini sangat lemah sehingga perlu dikuatkan agar dapat diproses. Sebelum dikuatkan oleh penguat biolistrik sinyal EKG terlebih dahulu melewati

Buffer Elektroda

Bandpass Filter Penguat Biopotensial

(AD620)

Notch filter

Osiloskop Penguat non-inverting

51

buffer. Buffer berfungsi untuk mempertahankan sinyal dari sensor (elektroda) karena buffer mempunyai impedensi masukan yang sangat tinggi dan impedensi keluaran yang sangat rendah. Selanjutnya Sinyal EKG diteruskan ke penguat biolistrik untuk dikuatkan 23 kali (gain G = 23). Sinyal EKG yang telah dikuatkan oleh penguat biolistrik kemudian difilter menggunakan bandpass filter ( 0,05 Hz – 110 Hz) dan tapis takik (notch filter) 50 Hz. Tapis takik 50 Hz berfungsi untuk menekanan / melemahkan derau dari interferensi jala-jala listrik 50 Hz. Setelah difilter sinyal EKG dikuatkan kembali oleh penguat akhir dengan penguatan 28 kali sehingga total penguatan sinyal EKG adalah 23x28 = 644 kali. Selanjutnya sinyal EKG akan ditampilkan menggunakan osiloskop.

a. Rangkaian Penguat Biolistrik

Penguat biolistrik digunakan untuk memperkuat sinyal EKG yang lemah. Untuk memenuhi fungsinya tersebut, penguat biolistrik idealnya memiliki nilai CMRR sangat besar agar pelemahan derau mode bersama menjadi optimal. Penguat biolistrik yang digunakan pada penelitian ini adalah IC AD620. IC ini memiliki CMRR 110 dB pada gain G = 10 dan CMRR 130 dB pada gain G = 100 atau G = 1000. Nilai CMRR yang dimiliki AD620 ini telah memenuhi syarat minimal sebesar 90 dB sebagai penguat biolistrik sinyal EKG. Berikut ini Gambar 42 merupakan rangkaian AD620 yang digunakan sebagai monitoring EKG.

52

Gambar 42. Rangkaian AD620 ( Datasheet AD620)

Gain atau penguat diferensial dari IC AD620 menggunakan persamaan (10) :

G = � + �

�� +

dengan nilai G = 23 dan R1 = R2 = 22 kΩ, sehingga nilai RG (resistor

eksternal) dapat diketahui dengan perhitungan dibawah ini.

G = 1+ , �٠��

+

, �Ω . �Ω G = 2,123 + , �Ω

��

Untuk menguatkan hingga 23 kali penguatan maka, RG = , �

Ω

− ,

RG =

, �Ω

, = 2,3 kΩ≈ 2.2 kΩ

Karena nilai resitor 2,3 kΩ tidak ada dipasaran maka dengan menggunakan resisitor 2,2 kΩ dapat diterima pada rangkaian penguat biopotensial sehingga rangkaian penguat biopotensial seperti gambar 43.

53

Gambar 43. Rangkaian penguat bioptensial AD620

Selanjutnya IC OP-07 digunakan sebagai driven right leg dengan nilai kapasitor 100nF yang merupakan hasil dari percobaan dengan nilai paling stabil (Widodo, 2010).

b. Rangkaian Bandpass filter

Sinyal EKG yang dihasilkan oleh jantung memiliki rentang frekuensi 0,05 Hz – 110 Hz. Pada penelitian ini digunakan bandpass filter karena fungsi dari filter ini meloloskan atau memilih satu bagian dari seluruh frekuensi. Bandpass filter terdiri dari low-pass filter dan high-pass filter. Sehingga untuk meloloskan frekuensi bawah (0,05 Hz) dari sinyal EKG menggunakan perhitungan high-pass filter dan untuk frekuensi atas (110 Hz) menggunakan perhitungan low-pass filter. Jenis bandpass filter yang digunakan pada penelitian ini adalah bandpass pita lebar. Rangkaian bandpass filter dapat dilihat pada gambar 44.

54

Gambar 44. Rangkaian Bandpass filter

Jenis bandpass filter yang digunakan pada filter ini adalah jenis bandpass filter Sallen Key. Sehingga pada frekuensi bawah sinyal EKG adalah 0,05 Hz ditentukan dengan menggunakan persamaan sebagai berikut;

fL =

�√� � � �

Dengan nilai R1 = R2 dan C1=C2, pada rangkaian highpass filter nilai

resistor kita tentukan R = 330 KΩ, dan frekuensi cut-off Highpass filter FH = 0,05 Hz sehingga,

fL =

�.�.�

�

=

�.�.�

�

=

. , . . . ,

�

=

=

0,00000965 F = 9,65 µF

Jadi nilai kapasitor C yang digunakan pada highpass filter adalah 9,65 µF, karena nilai kapasitor yang digunakan terdapat di pasaran sehingga kapasitor yang digunakan sebesar 10 µF dengan nilai frekuensi cut-off

55

yang dihasilkan adalah 0,048 Hz. Selanjutnya untuk nilai frekuensi 110 Hz menggunakan persamaan low-pass filter Sallen Key berikut;

fH = , �√� � � �

Dengan menetapakan fH = 110 Hz , C1 = C2 , R1 = R2 maka didapatkan

nilai resistor yang akan digunakan. Besar nilai C1 = C2 = 47 nF sehingga,

R1 = _��,7 7

��

R1 = ,7 7

. , . . −9

R1 =

,

, −9_.

=

21775,6 Ω = 22 kΩ

Jadi R1 = R2 = R = 22 kΩ sehingga dari perhitungan yang telah

dilakukan maka didapatkan nilai perhitungan untuk rangkaian bandpass filter.

c. Rangkaian Tapis Takik (Notch Filter)

Gambar 45. Rangkaian notch filter Wien bridge 50 Hz

Gambar 45 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

56

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 = �.�.�

Dengan ditentukan nilai C = 100 nF, maka nilai R :

�=

�.�.��

�=

. , . . −9

�=

. −9

=

33174 Ω = 33kΩ

Berdasarkan perhitungan di atas maka besarnya nilai resistor R1 = R2 =

R3 = R4 = R5 = 33 kΩ dan nilai kapasitor C1 = C2 sehingga rangkaian

filter takik Wien Bridge diharapkan mampu memfilter frekuensi 50 Hz dengan maksimal.

d. Penguat Akhir

Pada rangkaian penguat akhir ini sinyal EKG akan dikuatkan sebesar 28 kali sehingga diperoleh total pengutan 644 kali, karena pada penguat biolistrik (AD620) sinyal EKG telah dikuatkan sebesar 23 kali. Penguat akhir akan direalisasikan menggunakan penguat tak-membalik seperti pada Gambar 46.

57

Gambar 46. Rangkaian penguat non-inverting

Persamaan untuk tegangan keluaran penguat tak-membalik Vo adalah: Vo = (

��

�_�+ ) ����

Sehingga diperoleh gain (A) rangkaian berikut ini; A = ��

�� � = +

��

�

Dengan mengatur penguatan A = 28 dan menentukan R1= 1 kΩ maka

diperoleh resistor feedback Rf = 27 x 1 kΩ = 27 kΩ sehingga pada

penelitian ini menggunakan resistor 27 kΩ.

D. Metode Analisis

Untuk mengetahui kinerja dari alat ini maka pengambilan data berupa nilai penguatan, tegangan dan gambar sinyal yang dihasilkan pada alat elektrokardiografi.

1. Pengujian penguat biolistrik (keluaran AD620)

Pengujian penguat biolistrik dilakukakan dengan menguji linearitas penguatan. Sinyal masukan berasal dari signal generator dengan bentuk sinyal sinusoida. Pengamatan sinyal keluran yang dihasilkan penguat

58

biopotensial AD620 menggunakan osiloskop. Masukan tegangan peak to peak (Vp-p) yang digunakan 220 mVp-p dengan nilai frekuensi 10 Hz. Rancangan tabel dari pengujian alat ini dapat di lihat dari tabel 3.1. Tabel 3.1 .Pengujian penguat biolistrik

Vin(mV) F (Hz) Rg (KΩ) Vout(mV) Penguatan Penguatan (dB)

220 10 220 10

220 10

2. Pengujian Filter Analog

Pengujian pada filter analog (bandpass filter dan notch filter ) dilakukan untuk melihat respon frekuensi dari rangkaian. Masukan sinyal yang digunakan menggunakan signal generator dengan sinyal masukan berupa sinyal sinusoida dan pengamatan keluaran yang dihasilkan oleh filter analog (Bandpass filter dan Notch filter) menggunakan osiloskop. Pada bandpass filter besarnya tegangan yang digunakan sebesar 220 mVp-p dengan nilai frekuensi 0,05 Hz- 110 hz sedangkan pada notch filter tegangan yang digunakan 220 mVp-p dengan nilai frekuensi 10 Hz – 170 Hz. Hasil dari pengujian filter analog ditunjukkan seperti tabel 3.2.

Tabel 3.2 pengujjian filter analog Vp-p In

(mVp-p) f (Hz)

Vp-p Out

(mVp-p) Amplifier Gain (dB)

3. Pengujian Penguat Akhir

Pengujian penguat akhir dilakukan untuk melihat penguatan pada akhir rangkaian sebanyak 28 kali penguatan. Sinyal masukan menggunakan

59

signal generator dengan bentuk sinyal sinusoida dan pengamatan menggunkan osiloskop. Rancangan tabel dari pengujian alat ini dapat di lihat dari tabel 3.3.

Tabel 3.3 Pengujian penguat akhir

Vin(mV) Vout(mV) Gain (penguatan)

4. Pengujian akusisi sinyal elektrokardiografi

Pengujian ini dilakukan dengan mengamati hasil dari sinyal EKG secara analog. Pada pengujian secara analog, sinyal EKG yang dihasilkan oleh rangkaian EKG akan diamati dengan menggunakan osiloskop dengan rangkaian yang terdiri dari sensor, penguat biopotensial, bandpass filter, notch filter, penguat non-inverting. hasil yang diperoleh diamati menggunkan osiloskop seperti pada gambar 47 berikut.

58

biopotensial AD620 menggunakan osiloskop. Masukan tegangan peak to peak (Vp-p) yang digunakan 220 mVp-p dengan nilai frekuensi 10 Hz. Rancangan tabel dari pengujian alat ini dapat di lihat dari tabel 3.1. Tabel 3.1 .Pengujian penguat biolistrik

Vin(mV) F (Hz) Rg (KΩ) Vout(mV) Penguatan Penguatan (dB)

220 10

220 10

220 10

2. Pengujian Filter Analog

Pengujian pada filter analog (bandpass filter dan notch filter ) dilakukan untuk melihat respon frekuensi dari rangkaian. Masukan sinyal yang digunakan menggunakan signal generator dengan sinyal masukan berupa sinyal sinusoida dan pengamatan keluaran yang dihasilkan oleh filter analog (Bandpass filter dan Notch filter) menggunakan osiloskop. Pada bandpass filter besarnya tegangan yang digunakan sebesar 220 mVp-p dengan nilai frekuensi 0,05 Hz- 110 hz sedangkan pada notch filter tegangan yang digunakan 220 mVp-p dengan nilai frekuensi 10 Hz – 170 Hz. Hasil dari pengujian filter analog ditunjukkan seperti tabel 3.2.

Tabel 3.2 pengujjian filter analog Vp-p In

(mVp-p) f (Hz)

Vp-p Out

(mVp-p) Amplifier Gain (dB)

3. Pengujian Penguat Akhir

Pengujian penguat akhir dilakukan untuk melihat penguatan pada akhir rangkaian sebanyak 28 kali penguatan. Sinyal masukan menggunakan

lihat dari tabel 3.3.

Tabel 3.3 Pengujian penguat akhir

Vin(mV) Vout(mV) Gain (penguatan)

4. Pengujian akusisi sinyal elektrokardiografi

Pengujian ini dilakukan dengan mengamati hasil dari sinyal EKG secara analog. Pada pengujian secara analog, sinyal EKG yang dihasilkan oleh rangkaian EKG akan diamati dengan menggunakan osiloskop dengan rangkaian yang terdiri dari sensor, penguat biopotensial, bandpass filter, notch filter, penguat non-inverting. hasil yang diperoleh diamati menggunkan osiloskop seperti pada gambar 47 berikut.

V. KESIMPULAN DAN SARAN

A. Kesimpulan

Berdasarkan analisis data dari penelitian yang telah dilakukan diperoleh kesimpulan sebagai berikut.

1. Perancangan penguat biopotensial AD620 dengan nilai resistor gain (Rg) 2.2 kΩ mampu menguatkan sinyal sebasar 23 kali penguatan.

2. Perancangan bandpass filter sallen key yang terdiri dari lowpass filter dan highpass filter sallen key telah mampu menekan frekuensi cut-off bawah sebesar 0,05 Hz dan frekuensi cut-off atas sebesar 110 Hz.

3. Perancangan notch filter wein bridge telah mampu menekan frekuensi 50 Hz dengan nilai gain -29,95 dB sehingga mampu menghilangkan noise dari interferensi jala-jala listrik yang dihasilkan oleh listrik PLN.

4. Hasil pengujian rangkaian EKG menggunakan osiloskop menghasilkan gelombang EKG pada lead I, lead II, dan lead III.

B. Saran

Adapun saran-saran untuk penelitain mendatang terkait dengan perancangan rangkaian elektrokardiografi meliputi :

2. Memperhatikan sensitifitas komponen karena sensifitas pada komponen elektrokardiografi sangat tinggi sehingga mempengaruhi keluaran dari gelombang elektrokardiografi

3. Penggunaan notch filter 50 Hz dengan nilai bandwidth yang lebih kecil. 4. Pengembangan sistem akuisisi data menggunakan perangkat komputer.

DAFTAR PUSTAKA

Agung, R. IGAP. 2005. Realisasi Elektrokardiograf Berbasis Komputer Personal untuk Akuisisi Data Isyarat Elektris Jantung. Jurnal Teknik Elektro. Vol.4, No.1. Hal.14-19.

Aston, R. 1990. Principles of Biomedical Instrumentation and Measuretment. Macmillan Publishing. Co. New York.

Bao, Z. 2003. Investigation of New ECG Amplifier Circuits and Heart Rate Detector. Thesis. Medical and Physics. Department of Enginering. University of London.

Bayes, de Luna A.,2007.Basic electrocardiography : normal and abnormal ECG patterns.Blackwell Publishing, Inc. Malden. USA

Cameron, J.R & Skofronick, 1978, Medical Physics, John Wiley & Sons, Inc., Toronto, Canada

Carr, J.J & Brown, J.M. 2001. Introduction to Biomedical Equipment Technology, Prentice Hall, New Jersey, USA.

Chavan, Mahesh, RA,. & Agarwala, M.D.Uplane. 2004. Design and Implementation of Digital FIR Equiripple Notch Filter on ECG Signal of removel of Power line Interface.WSEAS TRANSACTIONS on SIGNAL PROCESSING Issue 4, Volume 4, April 2008.

Chen, C.H, Pan, S.G and Kinget, P., 2008, ECG Measurement System, (http://www.cisl.columbia.edu/kinget_group/student_projects/ECG%20Re port/)

Coughlin, R.F & Driscoll, F.F, 1993, Operational Amplifier & Linear Integrated Circuits, Prentice-Hall International, Inc., New York

Darmawansyah, A., Susanto, A.,Widodo, T.S,. & Abraha, K. 2006. Pembuatan Elektrokardiograf (EKG) Teknologi Hibrid Menggunakan Komponen Surface Mounting Divice (SMD). Jurnal Teknik. Vol.XIII. No.3.Hal. 228-243.

Gunawan, Hanapi. 2011. Alat Ukur Memperagakan Irama Denyut Jantung Sebagai Bunyi Dan Pengukur Kecepatan Denyut Jantung Melalui Elektroda Pada Telapak Tangan. Electrical Engineering Journal.Vol2 .No.1

Malmivou, Jaakko and Plonsey,P. 1995. Bioelectromagnetism : Principles and Aplications of Bioelectric and Biomagnetic Fields. Oxford University Press. New York.

Nagel, J.H. 1995. Biopotensial Amplifier. Dalam Bronzino, J.D. The Biomedical Enginering Handbook. CRC. Press. Boca Ranto. Florida.

Nazmah, A. 2011. Cara Praktis dan Sistematis Belajar Membaca Elektrokardiograf (EKG). Gramedia. Jakarta.

Rangan, Cs. 1992. Instrumentation Devices and System. New Delhi : Megraw Hill Publishing Company.

Rizal, Achmad dan Jondri. 2010. Wireless LAN Electrocardiograph (ECG) . Institut Teknologi Telkom. Bandung.

Somawirata, I.K. 2009. Pengembangan Electro Cardiograf (ECG) Yang Terintegrasi Dengan Personal Komputer. Prosiding SENTIA. Politeknik Negeri Malang.

Tompkins, W.J & Webster, J.G. 1998. Interfacing Sensor to The IBM PC. Prentice-Hill.Inc. New Jersey.

Towsend, N. 2001. Medical Electronic: ECG Instrumentation. http://www.robots.ox.ac.uk /neil/teaching/lecture/med_elec.

Widodo, A. 2010. Sistem Akuisisi ECG Menggunakan USB Untuk Deteksi Aritmia. Prosiding Teknik Elektro. FTI-ITS

Widodo, T.S. 2000. Instrumentation Ilmu Hayati. Jurusan Teknik Elektro. Univrsitas Gajah Mada.