Instrumentasi Akuisisi data ECG

Instrumentasi Akuisisi data ECG
Sinyal tubuh umumnya memiliki amplitudo yang sangat kecil
dalam jangkauan mV. Sehingga dalam sistem instrumentasi biomedik
modern, peran rangkaian penguat sangat penting. Penguat untuk sinyal
biomedik sering disebut sebagai biopotensial amplifier. Dalam hal ini
penguat digunakan untuk menguatkan sinyal dengan tetap memelihara
bentuk dan karakteristik dari sinyal asli. Penguat awal biopotensial
jantung menggunakan serangkaian penguat operasional yang umum
disebut sebagai penguat instrumetasi. Sifat rangkaian ini memenuhi
syarat-syarat yang dibutuhkan rangkaian penguat biopotensial jantung
yaitu:
1. Memiliki impedansi input yang tinggi, agar sinyal input tidak
terpengaruh oleh impedansi rangkaian sebelumnya (untuk
differensial > 2.5 Mohm, common mode > 100 Mohm).
2. CMMR (common mode rejection ratio) tinggi, interferensi
dapat pula timbul secara terus-menerus pada kedua input 16
(misal interferensi dari jala-jala listrik 50 Hz), ini disebut
juga sinyal common-mode. Penguat yang memiliki CMMR
yang tinggi berarti memiliki kemampuan yang lebih baik
untuk menapis noise.
3. Penguatannya dapat diatur dengan mudah.
4. Low noise, amplitudo sinyal input dari tubuh yang sangat
rawan terhadap noise, bahkan mungkin dapat hilang karena
noise. Maka perlu karakteristik penguat yang low noise.
5. Nilai komponen dengan toleransi rendah (1%).
Rangkaian penguat instrumentasi ini dibentuk dari dua penguat
non-inverting dan satu penguat diferensial (differential amplifier) seperti
yang ditunjukkan pada gambar 2.11.

Gambar 2.11 Penguat Instrumentasi

Besar penguatan rangkaian dapat diturunkan dengan menggunkan
hukum tegangan Kirchhoff (KVL) adalah sebagai berikut :







Rangkaian penguat instrumentasi merupakan penguat awal,
sehingga penguatan yang dihasilkan oleh rangkaian ini tidak boleh
terlalu besar. Ini untuk menghindari arus offset yang menyebabkan
polarisasi pada elektroda, sehingga menghasilkan overpotensial
polarisasi dan menimbulkan tegangan offset dc (direct current) yang
besar pada op-amp input.

Filter Analog
Sinyal ECG memiliki amplitudo yang sangat kecil sehingga
rawan terhadap interferensi dari sinyal lain seperti sinyal otot,
pergerakan tranduser dan interferensi dari tegangan jala
meredam sinyal-sinyal interferensi tersebut maka digunakan rangkaian
filter untuk mendapatkan sinyal ECG yang baik. Filter adalah rangkaian
yang digunakan untuk melewatkan sinyal-sinyal dengan frekuensi yang
diinginkan dan meredam sinyal-sinyal di luar batas frekuens
diinginkan.
Penyaringan pada frekuensi tinggi dapat meredam interferensi
dari gelombang elektromagnet, jala-jala listrik dan sinyal otot.
Sedangkan penyaringan pada frekuensi rendah digunakan untuk
meredam interferensi dari pergerakan elektroda. Penyaringan dilakukan
pada range frekuensi tertentu sehingga dibutuhkan sebuah
filter (BPF) dan sebuah Low pass filter (LPF) orde dua untuk meredam
frekuensi tinggi lebih baik.
Filter Band Pass (BPF)
Filter ini merupakan gabungan dari filter low pass
pass. Rangkaian filter low pass terletak pada rangkaian pembatas level
tegangan. Besarnya frekuensi cut-off dari filter low pass
oleh komponen R1 dan C1. Sedangkan filter high pass terletak pada
awal rangkaian dan komponen yang mempengaruhi frekuensi
pada rangkaian tersebut adalah R4 dan C2. Rangkaian tersebut juga
memiliki Gain yang dipengaruhi oleh R1 dan R2 .














Gambar 2.12 Filter Band Pass


Filter tersebut memiliki frekuensi cut-off bawah (fcl) dan
frekuensi cut-off atas (fch) yang masing-masing ditentukan oleh rumus
sebagai berikut :










Sedangkan penguatan pada rangkaian filter band pass ini
ditentukan oleh rumus sebagai berikut :






Filter Low Pass (LPF) Orde 2
Karena sinyal hasil penyaringan dari filter band pass tidak begitu
meredam komponen pada frekuensi tinggi, maka digunakan pula filter
low pass (LPF) orde dua.












Gambar 2.13 Filter Low Pass Orde 2

Dengan menggunakan nilai R1= R2 = 0.5 R3 dan C2 = 2C1 maka
didapatkan nilai frekuensi cut-off dari rangkaian tersebut dengan rumus
sebagai berikut :







Rangkaian Adder
Sinyal ECG merupakan sinyal AC, oleh karena itu agar tegangan
sinyal ECG dapat tersampling secara utuh oleh ADC internal
mikrokontroller maka dibutuhkan suatu rangkaian adder. Rangkaian ini
berfungsi untuk menaikkan level tegangan pada sinyal ECG se
bagian negatif dari sinyal ECG naik menjadi positif seluruhnya.










Gambar 2.14 Rangkaian Adder
Dengan menggunakan nilai resistor R3 = R4 maka output dari
rangkaian adder ini ditentukan oleh persamaan berikut:






Nilai tegangan dc (Vdc) yang diberikan untuk menaikkan level
sinyal ECG diperoleh dengan mengatur resistansi multiturn R5.
Tegangan dc yang diberikan dinaikkan secara perlahan sampai tidak
terdapat sinyal ECG yang bernilai negatif.

BIOMEDICAL INSTRUMENTATION

Electrocardiogram (ECG)
The conduction system of the heart
• It consists of the sinoatrial (SA) node, the internodal tracts, the
atrioventricular (AV) node, the bundle of His, the right bundle branch
(RBB), the left bundle branch (LBB), and the Purkinje network.
• The conduction system of the heart and representative electrical activity
from various regions is shown in the figure below.
The conduction system of the heart and representative electrical activity
Note: The contribution of electrical activity of various tissues of the heart in
genesis of the ECG signal (the lowest trace)

• The rhythmic electrical activity of the heart (cardiac impulse) originates
in the SA node.
• The impulse then propagates through internodal and interatrial
(Buchmans’s bundle) tracts.
• As a consequence, the pacemaker activity reaches the AV node by cellto-
cell atrial conduction and activates the right and left atrium in a very
organised manner.
• Because atria and ventricles are separated by fibrous tissue, direct
conduction of cardiac impulse from the atria to the ventricles can not
occur and activation must follow a path that starts in the atrium at the AV
node.
• The cardiac impulse is delayed in the AV node for about 100 msec. It
then proceeds through the bundle of His, the RBB, the LBB and finally to
the terminal Purkinje fibres which arborize and invaginate the
endocardial ventricular tissue.
• The delay in the AV node allows enough time for completion of atrial
contraction and pumping of blood into the ventricles.
• Once the cardiac impulse reaches the bundle of His, conduction is very
rapid, resulting in the initiation of ventricular activation over a wide
range.
• The subsequent cell-to-cell propagation of electrical activity is highly
sequenced and coordinated resulting in a highly synchronous and
efficient pumping action by the ventricles.
• Essentially, an overall understanding of the genesis of the ECG
waveform (cardiac field potentials recorded on the body surface) can be
based on a cardiac current dipole placed in an infinite (extensive) volume
conductor.
• In the early 1900, Einthoven (the father of electrocardiography)
postulated that the cardiac excitation could be viewed as a vector.

• He drew an equilateral triangle with two vertices at two shoulders and
one at the navel.
• With the cardiac vector representing the spread of cardiac excitation
inside the triangle, the potential difference measured between two
vertices of the triangle (known as the limb leads), is proportional to the
projection of the vector on each side of the triangle (see the figure
below.)
Einthoven equilateral triangle. The vertices are: LA (left arm), RA (right arm) and LL
(left leg). RL is the right leg used as a reference for potential difference measurements
and is not shown. I, II and III represent electrocardiographic frontal limb leads. The + and
– represent connection to the terminals of a biopotential amplifier. Lead I is the potential
difference between LA and RA. Lead II is the potential difference between LL and RA.
Lead III is the potential difference between LL and LA.
• Based on the aforementioned concepts, electrocardiographers have
developed an oversimplified model to explain the electrical activity of the
heart.
• In this model, the heart is considered as an electric dipole (points of equal
positive and negative charges separated from one another by a distance),
denoted by a dipole moment vector M, that can change its magnitude and
direction.

• This dipole moment (amount of charge x distance between positive and
negative charges) is called the cardiac vector.
• As the wave of depolarisation spreads throughout the cardiac cycle, the
magnitude and orientation of the cardiac vector changes and the resulting
bioelectric potentials appear throughout the body and on its surface.
• The potential differences (ECG signals) are measured by placing
electrodes on the body surface and connected to biopotential amplifier
(described in detail later).
• In making these potential measurements, the amplifier has a very high
input impedance to minimally disturb the cardiac electric field that
produces the ECG signal.
• As it was discussed before, when the depolarisation wavefront points
towards the recording positive electrode (connected to the + input
terminal of the bioamplifier), the output ECG signal will be positivegoing,
and when it points towards the negative electrode, the ECG signal
will be negative-going.
• The time varying cardiac vector produces the surface ECG signal with its
characteristic P wave, QRS complex and T wave during the cardiac
cycle.