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iii
Institut für Technik und ihre Didaktik
Entwicklung und Bau eines
Demonstrationsmessgerätes zur
Messung von Biosignalen
MASTERARBEIT
Themensteller: Prof. Dr. Chr. Hein
Vorgelegt von:
Tobias Gunnemann
vorgelegt am 24.01.2012
iii
Entwicklung und Bau eines Demonstrationsmessgerätes
zur Messung von Biosignalen
Masterarbeit von Tobias Gunnemann (WS 2011/12)
Westfälische Wilhelms-Universität Münster Institut für Technik und ihre Didaktik
iii
Inhaltsverzeichnis
1 Einführungskapitel ..................................................................................... 1
1.1 Zielstellung ......................................................................................................... 1
1.2 Bedeutung und Einordnung der Arbeit in das Technikstudium................... 1
1.3 Methodologie und Ergebnisform...................................................................... 2
2 Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals ................. 3
2.1 Entstehung des bioelektrischen Signals am Herzen ...................................... 3
2.1.1 Aufbau und Funktion der Nervenzelle 4
2.1.2 Das Aktionspotential 7
2.2 Entstehung des EKGs....................................................................................... 9
2.2.1 Das Reitzleitungssystem im Herzen 10
2.2.2 Ableitung des EKGs 11
2.2.3 Eigenschaften des EKGs 14
2.3 Entstehung und Eigenschaften des Pulsschlags ........................................... 15
3 Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG).........................- 16 -
3.1 Messtechnische Anforderungen ............................................................... - 16 -
3.2 Signalerzeugung......................................................................................... - 17 -
3.2.1 Signalaufnahme – Die Messelektrode - 17 -
3.2.2 Signalverstärkung – Der Instrumentationsverstärker - 18 -
3.2.3 Berechnung eines Instrumentationsverstärkers aus 3 OPV - 21 -
3.2.4 Gleichtaktunterdrückung (CMRR) - 22 -
3.3 Einkopplung von Störungen in die Messschaltung................................. - 25 -
3.3.1 Galvanisch eingekoppelte Störungen - 25 -
3.3.2 Kapazitive eingekoppelte Störungen - 26 -
3.3.3 Induktiv eingekoppelte Störungen - 26 -
3.3.4 Elektromagnetisch eingekoppelte Störungen - 27 -
3.4 Analoge Filterung ...................................................................................... - 28 -
3.4.1 Der Hochpass - 28 -
3.4.2 Der Tiefpass - 29 -
3.4.3 Der Kerbfilter (Notchfilter) - 29 -
4 Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung .........- 31 -
4.1 Struktur der Messkette ............................................................................. - 32 -
4.1.1 Die Elektroden – Modul A - 33 -
iv
4.1.2 Überspannungsschutz und RFI-Protection – Modul A - 33 -
4.1.3 Instrumentationsverstärker – Modul A - 35 -
4.1.4 Offsetabgleich – Modul A - 36 -
4.1.5 Schirmung der Elektrodenmessleitung – Modul A - 37 -
4.1.6 Driven Right Leg Circuit (DRL) – Modul A - 38 -
4.1.7 Hochpass – Modul A - 39 -
4.1.8 Galvanische Trennung – Modul B - 42 -
4.1.9 Offset II – Modul C - 43 -
4.1.10 Bandsperre (50 Hz Notch-Filter) – Modul D - 44 -
4.1.11 Tiefpass – Modul E - 46 -
4.1.12 Nachverstärkung - 51 -
4.1.13 Die Spannungsversorgung - 52 -
4.1.14 Ausgang / Anzeige / Messpunkte - 52 -
4.1.15 Gesamtschaltung - 54 -
4.2 Messergebnisse........................................................................................... - 55 -
4.3 Messschaltung in Form eines kompakten Messgerätes.......................... - 58 -
5 Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers..........................- 60 -
5.1 Blockschaltbild........................................................................................... - 61 -
5.2 Entwicklung und Dimensionierung des Pulsmessers ............................. - 62 -
5.2.1 Der Pulssensor - 62 -
5.2.2 Verstärkerstufen - 63 -
5.2.3 Tiefpass - 64 -
5.2.4 Monostabiler Multivibrator - 64 -
5.2.5 Das digitale Zählmodul - 65 -
5.2.6 Schaltverhalten des monostabilen Multivibrators (MMV) - 66 -
5.2.7 Gesamtschaltung - 71 -
6 Ausgabe und Anzeige des EKG-Signals durch Software ..................- 72 -
6.1 Audacity.................................................................................................................. - 72 -
6.2 EKG Monitor V1.0 SRC (Java)........................................................................... - 73 -
6.3 USB-Mini-Scope-Modul ........................................................................................ - 73 -
Quellen............................................................................................................. iii
Anhang ........................................................................................................... vii
1 Einführungskapitel 1
1 Einführungskapitel
Die Messung von Biosignalen hat eine weitreichende Geschichte. Im Jahre 1787 entdeckte
Galvani zufällig an einem Froschschenkel, dass sich Muskeln durch einen elektrischen
Strom kontrahieren lassen. Schon 1876 gelang es E. J. Marey erstmals, diese Vorgänge
grafisch darzustellen. Mit der Entwicklung der Röhrenverstärker konnten die Messungen
im Laufe der Zeit erheblich präzisiert werden. Heute erfolgen diese Art von Messungen
durch integrierte Schaltkreise und Mikroprozessoren. Für den medizinischen Bereich sind
die Informationen, die der menschliche Körper erzeugt, Grundlage jeder ärztlichen Diag-
nose. Speziell die Elektrokardiographie (EKG) entwickelte sich zu den am meisten ver-
wendeten medizinischen Untersuchungsmethoden. Im Rahmen dieser Masterarbeit wurde
das EKG-Messverfahren untersucht und darauf aufbauend ein eigenes Demonstrations-
messgerät entwickelt. Zusätzlich wurde ein vergleichbares Gerät in kompakter und handli-
cher Größe entwickelt, um auch den mobilen Einsatz solcher Geräte zu unterstreichen. Da
auch der Pulsschlag als Biosignal ein wichtiger Indikator in der Medizin ist, wurde darüber
hinaus ein Pulsmessgerät mit einem damit verbundenem Zählmodul entwickelt.
1.1 Zielstellung
Ziel der Entwicklung ist ein Demonstrationsmessgerät zu entwerfen, an dem systematisch
dargestellt werden kann, aus welchen Modulen sich die Messkette bei der EKG-Messung
zusammensetzt. Die Schaltung soll verschiedene Messpunkte beinhalten, sodass die Verar-
beitung des Messsignals verfolgt werden kann. Die Anzeige des EKG-Signals soll über
eine Audio-Software am Laptop erfolgen. Ziel ist es außerdem, ein präzises Messergebnis
zu erzielen, sodass einfache medizinische Erkenntnisse aus dem Signalverlauf gewonnen
werden können.
Der Pulsmesser soll den Pulsschlag optisch erfassen und das erzeugte Signal dahingehend
weiterverarbeiten, sodass ein Zählmodul angesteuert werden kann. Beide Geräte sollen aus
didaktischer Perspektive übersichtlich und leicht verständlich aufgebaut werden.
1.2 Bedeutung und Einordnung der Arbeit in das Technikstudium
Die vorliegende Arbeit bezieht sich auf unterschiedliche didaktische Aspekte des Technik-
studiums: In erster Linie wird sich auf die Grundlagen der Messtechnik bezogen, welche
schwerpunktmäßig im Modul 4 der Studienordnung behandelt werden. Die Messung des
EKG-Signals beruht auf dem Prinzip der Differenzspannungsmessung mit dem Operati-
1 Einführungskapitel 2
onsverstärker. Dieser wird im Zusammenhang mit der Einführung in die Regelungstechnik
behandelt. Der OPV ist eine integrierte Schaltung und seine Funktion wird von seiner äu-
ßeren Beschaltung bestimmt. Die Reduzierung komplexer (in diesem Fall elektrotechni-
scher) Vorgänge auf ihre wesentlichen Merkmale ist ein entscheidender Aspekt der didak-
tischen Vermittlung von Technik. Somit ist der einfache Baustein des OPV ideal, um die
eigentliche Funktion einer Messschaltung übersichtlich darzustellen und den praktischen
Aufbau zu erleichtern.
Die Aktivität des Herzens beruht auf biochemischen Vorgängen, die biologisch erklärbar
sind. In der vorliegenden Arbeit werden Vorgängen der Messtechnik mit den physiologi-
schen und biochemischen Funktionen des Körpers und seines Durchblutungssystems ver-
knüpft (aus einem Biosignal wird ein elektrisches Signal erzeugt).
1.3 Methodologie und Ergebnisform
Die Dimensionierung und Entwicklung der Messschaltung wurde wesentlich durch geplan-
tes experimentelles Vorgehen realisiert. Grundlegende Informationen der Mess- und Filter-
technik stammen aus dem Grundlagenwerk „Halbleiter-Schaltungstechnik“ von Tiet-
ze/Schenk.1 Ebenso diente als wesentliche Grundlage für die Entwicklung der Messschal-
tung das Fachbuch „Biosognalverarbeitung“ von P. Husar.2
Bei der Herangehensweise wurden zunächst Mess- und Filterschaltungen in einzelnen Mo-
dulen auf Steckbrettern aufgebaut und die jeweilige Funktion in einzelnen Schritten über-
prüft. Für den endgültigen Aufbau wurde die Messschaltung auf einzelnen Leiterplatten
hergestellt, welche zum Schluss in einem Behältersystem zusammengefügt wurden.
Mit dem Gesamtsystem können die Vorgänge der Signalgewinnung, Verarbeitung und
Anzeige (Auswertung) fachübergreifend und unterrichtlich demonstriert werden. Bei der
Dimensionierung der Messschaltung wurden die technischen Sicherheitsstandards ein-
gehalten. Zur Einführung der Messung von Biosignalen wird zunächst dargestellt, auf wel-
che Weise der menschliche Körper das zu messende Signal erzeugt und welche Eigen-
schaften dieses Signal hat. Im Anschluss daran wird untersucht, wie Biosignale verarbeitet
werden können und welche Anforderungen an die Schaltung gestellt werden müssen. Der
Hauptteil der Arbeit bezieht sich auf die Entwicklung und die Dimensionierung der Mess-
schaltungen sowie auf die gewonnen Messergebnisse.
1 TIETZE, Ulrich / SCHENK, Christoph, Halbleiter-Schaltungstechnik, Heidelberg 2002. 2 HUSAR, Peter, Biosignalverarbeitung, Heidelberg 2010.
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 3
2 Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals
Der menschliche Körper erzeugt aufgrund biochemischer und physikalischer Prozesse
zahlreiche Biosignale, die Aufschluss über die Körperaktivität geben können. Durch Sen-
soren werden diese Signale zu messbar gemachten biologischen Größen. Unterschieden
wird dabei zwischen elektrischen Biosignalen und nichtelektrischen Biosignalen. Die vor-
liegende Tabelle3 differenziert dazu genauer die verschieden Arten von Biosignalen:
Elektrische Biosignale Nichtelektrische Biosignale
Elektrokardiogramm ( EKG) Atmung
Elektromyogramm (EMG) Körpertemperatur
Elektroenzephalogramm (EEG) Augenbewegung
Elektrodermale Aktivität (EDA Blutvolumenamplitude
Elektrokortiogramm (ECoG) Gestik / Bewegung
Stimme / Sprechen
Im fachwissenschaftlichen Bereich gehört die Biosignalverarbeitung zu Kategorien inner-
halb der Medizintechnik bzw. der medizinischen Informatik. Schwerpunktmäßig wird dort
die Biosignalerfassung, die Analyse und Interpretation sowie die Modellierung von medi-
zinischen und biologischen Informationen behandelt.4
Besonders die Ermittlung des EKGs und die Bestimmung der Pulsfrequenz gehören zu den
gängigsten medizinischen Messvorgängen. Die Ableitung solcher Biosignale kann somit
als „Schnittstelle“ des Körpers bezeichnet werden, um Auskunft über Vitalaktivitäten des
menschlichen Körpers zu erhalten.
2.1 Entstehung des bioelektrischen Signals am Herzen
Um die Entstehung eines bioelektrischen Signals nach zu verfolgen, muss das Nervensys-
tem genauer untersucht werden. Hierbei handelt es sich um eine Vernetzung einzelner
Nervenzellen, durch die die so genannte Erregungsleitung die Weiterleitung elektrischer
3 HUSAR, Peter, Biosignalverarbeitung, Heidelberg 2010, 24. 4 Vgl., VDE Verband der Elektrotechnik Elektronik Informationstechnik e.V., http://www.vde.com/de/fg/dgbmt/arbeitsgebiete/fachausschuesse/bsi/schwerp/Seiten/Start.aspx, abgerufen am 11.01.2012.
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 4
Reize ermöglicht.5 Zur deutlichen Funktionsdarstellung wird daher zunächst die einzelne
Nervenzelle betrachtet und aufbauend darauf das Ruhe- und Aktionspotential beschrieben.
2.1.1 Aufbau und Funktion der Nervenzelle
„Das Neuron (Nervenzelle) ist der Grundbaustein aller sensorischen (visuellen, akusti-
schen, somatischen) und motorischen Systeme sowie des zentralen und pheripheren Ner-
vensystems.“6 Nervenzellen senden durch biochemische Prozesse Signale zur nächsten
Nervenzelle. Ermöglicht wird dies durch Konzentrationsunterschiede von Ionen im Intra-
und Extrazellulärraum.7 8 Der Grundaufbau einer Nervenzelle besteht zunächst aus dem
Zellkörper, in dessen Zellkern sich die DNS befindet. Die Dendriten sorgen für den Emp-
fang von Signalen anderer
Nervenzellen. Das Axon sendet
diese Signale weiter zur nächsten
Nervenzelle. Das Axon sitzt mit
der motorischen Endplatte auf den
Muskelzellen oder ist direkt über
Synapsen mit der nächsten
Nervenzelle verbunden.9 Aus
signalanalytischer Sicht besitzt die
Nervenzelle somit mehrere
Signaleingänge und mit dem
Axon einen Signalausgang. Somit
können diese Gegebenheiten als
MISO-System bezeichnet werden
(Multi-Input-Single-Output).10
Für die Signalverarbeitung relevant ist, dass die einzelnen Zellmembranen als Lipid-
Doppelschicht für Ionen im Normalzustand (unerregt) relativ undurchlässig sind.11 Durch
spannungsgesteuerte Ionenkanäle, die sich in Abhängigkeit des Membranpotentials öffnen
und schließen können, wird jedoch die semipermeable Zellmembran für Ionen durchläs-
5 Vgl., CAMPBELL, Neil A. / REECE, Jane B., Biologie, München 2006, 1054. 6 Vgl., HUSAR, Peter, Biosignalverarbeitung, Heidelberg 2010, 9. 7 Der Intrazellularraum ist der Bereich innerhalb einer Nervenzelle. Der Extrazellularraum ist dagegen der Bereich außerhalb der Zellen, der mit Flüssigkeit gefüllt ist. 8 Vgl., LATHE, Wolfgang, Duden – Nervensystem und Sinnesorgane, Mannheim 2005.10 9 Ebd. 10 Vgl., HUSAR, 9.
Abb. 2.1
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 5
sig12, sodass Signalaufnahme, -verarbeitung und Weiterleitung in der Zelle stattfinden
kann.
Das Ruhemembranpotential
Das Ruhemembranpotential (Ruhepotential) beschreibt das zeitlich unveränderte Memb-
ranpotential am Axon einer Nervenzelle in ihrem unerregtem Zustand.13 In diesem Ruhe-
zustand besteht ein Konzentrationsunterschied der Ionen zwischen Innenraum und Außen-
raum, bei dem sich über der Membran eine negative Potentialdifferenz zwischen -60 bis -
120mV einstellt.14 Die wichtigsten Ionen innerhalb des Signalaustausches der Zelle sind
hierbei )( +Na Natrium-, )( +K Kalium-, )( 2+Ca Calzium- und )( −Cl Chloridionen. Im Au-
ßenraum (extrazellulär) sind relativ viele Natrium- und Chloridionen gelöst, sodass eine
kochsalzähnliche Lösung die Membran umgibt. Die Ionenverhältnisse lassen sich anhand
der Tabelle15 ungefähr bestimmen:
Konzentration
(mMol/l) )( +Na )( +K )( 2+Ca
andere
Kationen )( −Cl
organische
Anionen
intrazellulär 7-11 120-155 45 1010 −− − 0 4-7 155
extrazellulär 144 4-5 2 5 120 0
Berechnung des Gleichgewichtspotential nach der Nernst-Gleichung16
Die elektrische Potentialdifferenz, die sich im Ruhezustand der Nervenzelle einstellt, wird
als Gleichgewichtspotential KE bezeichnet und lässt sich mit dem Konzentrationsverhältnis
der Kalium-Ionen bestimmen.
( )( )innen
außenK K
K
Fn
TRE ln⋅
⋅⋅=
R = ideale Gaskonstante
n = Valenzzahl der Elektronen
F = Faraday-Konstante
(K)außen und (K)innen = Außen- und Innenkonzentration der Kalium-Ionen
11 Vgl., LATHE 14 12 Vgl., HUSAR, 9. 13 Vgl., Wikipedia, „Ruhemembranpotential“, http://de.wikipedia.org/wiki/Ruhemembranpotential, abgerufen am 11.01.2012. 14 Vgl., LATHE, 16. 15 Vgl., Wikipedia, „Ruhepotential“, http://de.wikipedia.org/wiki/Ruhepotential, abgerufen am 11.01.2012. 16 Vgl., BOROCKI, Hans, Schülderduden Chemie – Ein Sachlexikon der gesamten Schulchemie, Meyers Lexikon, Mannheim 1995, 278.
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 6
T = absolute Temperatur (Kelvin)
Wird Fn
TR
⋅⋅
zu einer Konstanten kombiniert, so beträgt die Konstante k bei einer Körper-
temperatur von 37°C: mVk 54,61= .17 Wandelt man den dekadischen Logarithmus um,
ergibt sich für das Gleichgewichtspotential KE folgendes:
( )( ) mVmVEK
KkE K
innen
außenK 78,91
155
5log54,61log −=⋅=⇒⋅=
Eine Nervenzelle, die nur für Kalium-Ionen permeabel ist, hätte somit ein Ruhemembran-
potential von -91,78mV. Im Normalfall liegen die Werte jedoch meistens zwischen -60 bis
-70mV. Ursache dafür ist, dass die Zellmembran auch für andere Ionenarten durchlässig
ist.
Festhalten lässt sich, dass in der Zelle stets zwei verschiedene Kräfte wirken:
1. Chemische Kräfte (aufgrund des Konzentrationsunterschieds der Ionen)
2. Elektrische Kräfte (aufgrund eines Potentialunterschieds zwischen positiv gela-
denen Kationen und negativ geladenen Anionen)
Da durch den permanenten Austausch von Ionen durch die Zellmembran stets ein gewisser
Teil von Natrium-Ionen durch die Membran diffundiert, werden die negativen Ladungen
durch die positiven Natrium-Ionen neutralisiert.18 Das Ruhepotential schwächt ab, sodass
zur Herstellung des Gleichgewichtszustandes Kalium-Ionen nach außen geleitet werden
müssen. Wird der Anteil der Kalium-Ionen in der Zelle zu klein, würde das Ruhepotential
abgeschwächt werden. Zur Aufrechterhaltung dieser Potentialdifferenz sorgt ein Protein,
dessen Funktionsweise als Natrium-Kalium-Ionenpumpe bezeichnet wird.19 Durch diese
Ionenpumpe bildet sich ein dynamisches Gleichgewicht, bei dem Ionen gegenseitig ausge-
tauscht werden. Wird dieses Gleichgewicht durch einen Reiz verschoben, fließen schlagar-
17 Vgl., BRAUN, Hans A., Skript zur Vorlesung Physiologe für Psychologen, WS 02/03 „Berechnung Membranpotenial“, http://www.clabs.de/Physio%20f%FCr%20Psychos%20Membranpotentiale.pdf, abgerufen am 05.01.2012. 18 Vgl. CAMPBELL, Neil A. / REECE, Jane B., Biologie Seite 1054. 19 Vgl., HUSAR, 10.
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 7
Abb. 2.2
tig Ionen. Der zeitliche Verlauf dieser Flussdynamik wird als Aktionspotential bezeich-
net.20
2.1.2 Das Aktionspotential
Das Aktionspotential ist eine vorübergehende Abweichung vom Ruhepotential und besteht
aus einem vierphasigen Verlauf. Dieser Verlauf besitzt eine konstante Signalform die in
der Grafik (Abb 2.2) dargestellt ist. Ausgehend vom Zustand des Ruhemembranpotentials,
besteht das Aktionspotential aus folgenden Phasen21:
1. Die Initiationsphase wird hervorgerufen
durch einen Reiz, der über die Synapsen
in die Zelle gelangt. Das
Ionengleichgewicht wird dadurch
verschoben, was zu einer Positivierung
der Spannung bis zum Schwellenpotential
sorgt.22 Bei Überschreitung der Schwel-
lenspannung öffnen sich die Natrium-
Kalium-Ionenkanäle, sodass ein Io-
nenfluss möglich ist (siehe Grafik) und
das Aktionspotential ausgelöst wird.
2. Innerhalb der Depolarisationsphase
summieren sich die von den Synapsen
kommenden Signale zeitlich und räumlich auf
und überschreiten die Schwellenspannung. Die Natrium-Kanäle öffnen sich und Natri-
um-Ionen strömen ein, sodass ein positiver Strom fließt. Das Membranpotential ändert
sich von einem negativen Spannungswert hin zu einem positiven (zwischen +20 und
+30 mV). Die Natrium-Kanäle schließen sich darauf wieder und bleiben für eine be-
20 Vgl., MARKL, Jürgen (Hrsg.), Biologie, München 2006, 1054. 21 HUSAR. 10. 22 Vgl., Wikipedia, „Aktionspotential“, http://de.wikipedia.org/wiki/Aktionspotential, abgerufen am 02.01.2012.
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 8
stimmte Zeit verschlossen (=absolute Refraktärzeit). Ein weiteres Aktionspotential
kann innerhalb dieser Zeit nicht ausgelöst werden.23
3. In der Repolarisationsphase bleiben die Natrium-Kanäle geschlossen und die Kali-
um-Kanäle öffnen sich. Ein negativer Strom und das Aktionspotential fällt ab in Rich-
tung Ruhepotential.24
4. Die Hyperpolarisationsphase bezeichnet den Bereich, in dem die Spannung auf ei-
nen Wert von -90 mV abfällt und sich dann wieder das Gleichgewicht des Ruhepoten-
tials einstellt. Kalium-Ionen fließen in dieser Phase nach außen und die Kalium-
Kanäle schließen mit einer Verzögerung als die Natrium-Kanäle.25
Die Dauer eines Aktionspotentials einer Nervenzelle beträgt im Durchschnitt ca. 1,5 ms.
Innerhalb des Herzen kann die Erregungsphase eine Dauer von bis zu 300 ms betragen.26
Das Aktionspotential setzt sich entlang der Membran fort und erreicht dabei Geschwindig-
keiten von 1 m/s bis 100 m/s. 27 28
Aus elektrischer Sicht sind die
Ionenflüsse der Natrium- und
Ladungsverschiebungen, die einen
elektrischen Strom verursachen.
Betrachtet man den Zeitverlauf der
Spannung über der Membran und den
Strom durch die Membran, wird
deutlich, dass die Membran elektrisch
wie eine Kapazität wirkt.29
Weiterleitung des Aktionspotentials
Die Fortleitung des Aktionspotentials im Körper entsteht in Folge einer Kettenreaktion
entlang des Axons. Ist die Depolarisationsphase beendet, wird die angrenzende Nervenzel-
23 HUSAR, 10. 24 Ebd. 25 Vgl., CAMPBELL, 1058. 26 Vgl., CAMPBELL, 1179. 27 Vgl., HUSAR, 11. 28 Eine sehr detaillierte Flash-Animation zur Entstehung des Aktionspotentials findet sich unter: http://www.u-helmich.de/bio/neu/1/12/121/vert4.html. 29 HUSAR, 12.
Abb. 2.3
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 9
le erregt. Da die zuerst erregte Nervenzelle sich in diesem Moment noch innerhalb der Re-
fraktärzeit befindet, kann die Weiterleitung des Aktionspotentials nur in eine Richtung
stattfinden. Dies wird als kontinuierliche Erregungsleitung bezeichnet.30 Betrachtet man
einen einzelnen Muskelstrang in Bezug auf seine Eigenschaften als Signalleiter, lassen sich
folgende Aussagen festhalten:
1. In einem erregten Muskelbezirk ist das Potential niedriger als an einem nicht erreg-
ten Muskelbezirk.
2. Beide Bereiche bilden zusammen einen Dipol, wodurch ein elektrisches Feld gebil-
det wird. Dieses elektrische Feld lässt sich an der Körperoberfläche mit Klebeelekt-
roden nachweisen.
3. Sind die Muskelbezirke gleichmäßig erregt oder gleichmäßig unerregt, bildet sich
kein Dipol und somit kein elektrisches Feld. Potentialunterschiede sind nicht mess-
bar, sodass es auch keinen Ausschlag am Messgerät gibt.
Dickere Nervenfasern (z.B.: am
Rückenmark) überschreiten den
Spannungsschwellwert schneller,
als dünnere.31 Der elektrische
Widerstand eines Leiters verhält
sich umgekehrt proportional zum
Quadrat des Leitungsdurchmessers:
4
2dA
l
AR
A
lR ⋅=⇒⋅=⇒⋅= πρρ
Daher gilt: je größer der Durchmesser einer Nervenfaser ist, desto höher ist auch die Wei-
terleitungsgeschwindigkeit.
2.2 Entstehung des EKGs
Das EKG-Messgerät misst die Potentialdifferenzen am Körper, die durch die Kontraktion
des Herzmuskels hervorgerufen werden. Diese Erregungsabläufe werden als Funktion der
Zeit grafisch dargestellt. Aufgrund der Leitfähigkeit des Haut- und Muskelgewebes ist die-
30 Vgl., CAMPBELL, Biologie, 1062. 31 Vgl., CAMPBELL, Biologie, 1061.
Abb. 2.4
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 10
ses Biosignal theoretisch überall an der Körperoberfläche nachweisbar. Um medizinische
Aussagen über die Herzaktivität zu treffen, müssen jedoch definierte Ableitpunk-
te/Messpunkte am Körper verwendet werden. Diese werden in Kap. 2.2.2 eingehend be-
schrieben. Da es sich bei den Herzmuskelzellen um spezielle Nervenzellen (so genannte
Schrittmacherzellen) handelt, wird zunächst dargestellt, wie das Reitzleitungssystem im
Herzen aufgebaut ist.
2.2.1 Das Reitzleitungssystem im Herzen
Das Reizleitungssystem des Herzens ist die Grundlage für den koordinierten Kontraktions-
ablauf. Unterschieden werden dazu zwei Kontrakionsphasen: Die Systole als Anspan-
nungs- bzw Auswurfphase und die Diastole als Entspannungsphase.32
Jede Kontraktion wird durch einen elektrischen Impuls ausgelöst. Diese elektrischen Im-
pulse werden im Sinusknoten gebildet, der sich im oberen rechten Vorhof des Herzens
befindet. Das Herz ist somit in der Lage „sich selbst“ zu erregen.33 Der Sinusknoten funk-
tioniert als physiologischer Herzschrittmacher. Die Erregung verläuft über die Vorhof-
muskulator zum AV-Knoten (Atrioventrikularknoten). Vorhöfe und Kammern sind dabei
jedoch elektrisch voneinander getrennt. Das Gewebe zwischen diesen Stellen verhindert
die Weiterleitung des Impulses. Die Erregung kann somit nur über den AV-Knoten in die
Kammern kommen. Von physiologischer Bedeutung ist darüber hinaus eine
Erregungsverzögerung die im AV-Knoten gebildet wird.34 Hierdurch wird ermöglicht, dass
sich die Herzkammern ausreichend mit Blut füllen können. Ist die Kammer gefüllt, gelangt
die Kontraktion zu den Vorhöfen. Durch diese wechselseitige Kontraktion pumpt das Herz
bis zu 5 Liter pro Minute durch den Körper (bei körperlicher Belastung sind es bis zu 25
Liter pro Minute).35 Der AV-Knoten hat darüber hinaus noch eine weitere Funktion als
Schrittmacher. Sollte der Sinusknoten in seiner Funktion gestört sein, übernimmt der AV-
Knoten die Erregung, sodass das Herz weiter schlagen kann.36
Das Herz ist in der Lage auch ohne äußere Nervenanschlüsse zu schlagen. Betrachtet man
jedoch den gesamten Organismus des Menschen, ist es erforderlich die Herzleistung an
den erforderlichen Bedarf des Körpers anzupassen. Diese Regelung erfolgt durch das vege-
tative Nervensystem. Bei höherer Leistungsanforderung werden Herzfrequenz sowie die
Schlagkraft des Herzmuskels entsprechend angepasst.
32 Vgl., CAMPBELL, 1180. 33 Vgl., CAMPBELL, 1178. 34 Vgl., CAMPBELL, 1179. 35 Vgl., Wikipedia, „Herz“, http://de.wikipedia.org/wiki/Herz, abgerufen am 15.12.2012.
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 11
2.2.2 Ableitung des EKGs
Mehrere Varianten der Ableitung des EKGs finden heutzutage praktische Anwendungen.
Die verschiedenen Ableitungsformen zeichnen die Erregungswelle und die daraus resultie-
renden Potentiale aus unterschiedlichen Perspektiven auf. Nur die genaue Definition dieser
Ableitungspunkte erlaubt es, medizinische Aussagen über das Reizleitungssystem und den
Herzmuskel zu treffen und diese mit anderen Herzkurven zu vergleichen. Unterschieden
werden dabei unipolare und bipolare Ableitungen. Ein vollständiges 12-Kanal-EKG bein-
haltet 12 Ableitungen bei denen simultan die folgenden Ableitungsformen registriert wer-
den: Die drei bipolaren Extremitätenableitungen (nach Einthoven), die drei unipolaren
Extremitätenableitungen (nach Goldberger) sowie die sechs unipolaren Brustwandablei-
tungen nach Wilson.
Ableitung nach Einthoven
Bei einer bipolaren Ableitung steht eine Elektrode als
Referenz zur Verfügung, sodass sich die anderen
Elektroden auf diese Referenz beziehen.37
Die bipolare Ableitung nach Einthoven misst die
Potenzialdifferenz demnach wie folgt:
Ableitung I: → vom rechten Arm
zum linken Arm
Ableitung II: → vom rechten Arm
zum linken Bein
Ableitung III: → vom linken Arm
zum linken Bein
Eine weitere Elektrode am rechten Bein dient der Erdung der Messschaltung. Somit wer-
den vier Elektroden bei dieser Variante benötigt.38
36 Vgl., CAMPBELL, 1178. 37 Vgl., HUSAR, 515. 38 Vgl., KLEINDIENST, Ralf, „EKG-Grundkurs“, http://www.grundkurs-ekg.de/ableitung/ableitung2.htm, abgerufen am 20.12.2011.
Abb. 2.5
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 12
Ableitung nach Goldberger
Bei einer bipolaren Ableitung wird die Potentialdifferenz zwischen den Elektroden refe-
renzfrei gemessen.39 Für die Ableitung nach Goldberger werden dazu jeweils zwei zusam-
men geschaltete Ableitungspunkte (indifferente Elektrode) gegen eine dritte (differente)
Elektrode abgeleitet40:
Ableitung aVR → linker Arm und linkes
(augment Voltage Right) Bein zum rechten Arm
Ableitung aVL → linkes Bein und rechter
(augment Voltage Left) Arm zum linken Arm
Ableitung aVF → rechter Arm und linker
(augment Voltage Food) Arm zum linken Bein
Ableitung nach Wilson
Bei der unipolaren Brustwandableitung nach Wilson
wird das EKG-Signal über die zusammen geschalte-
ten Elektroden nach Goldberger, die über ein
Widerstandsnetzwerk miteinander ver-bunden sind
gemessen (RLF). Hierdurch entsteht eine
Nullelektrode (CT=central terminal), die das
Potenzial zwischen CT und den Brustwandableitun-
gen V1-V6 ableitet.41
39 Vgl., HUSAR, 515. 40 Ebd. 41 Ebd.
Abb. 2.6
Abb. 2.7
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 13
Abwandlung der Ableitung nach Einthoven
Die für diese Arbeit verwendete reduzierte Ableitung nach Einthoven (nur 3 Klebeelektro-
den) wird aufgrund der einfachen Handhabung besonders bei Rettungseinsätzen ange-
wandt. Es handelt sich dabei um eine Abwandlung der Ableitung nach Einthoven, bei der
das Potential zwischen zwei Messpunkten gegen Masse abgeleitet wird.
Allerdings werden bei Rettungseinsätzen die Elektro-
den der beiden Arme jeweils unterhalb der beiden
Schlüsselbeine positioniert und die Elektrode des
Fußes unterhalb des Herzens angebracht. Bei dieser
Ableitungsmethode werden jedoch nur
Potentialschwankungen in der zweidimensionalen
Ebene erfasst.
Abb. 2.8
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 14
2.2.3 Eigenschaften des EKGs
Die typische (idealisierte) Verlaufsform des EKG-Signals eines gesunden Menschen ist in
Abb. 2.9 zu erkennen. Die (normale) EKG-Kurve besteht aus charakteristischen Zacken
und Wellen, die mit den Buchstaben P,Q, R, S, T und U beschrieben werden42.
P-Welle: Die P-Welle besitzt eine Dauer von max. 0,1 Sekunden und beschreibt die Vor-
hoferregung, die durch den Sinusknoten hervorgerufen wird. Der aufsteigende Teil der P-
Welle beschreibt das Zusammenziehen des rechten Vorhofs, der abfallende Teil das Zu-
sammenziehen des linken Vorhofs.
QRS-Komplex: Der QRS-Komplex besitzt eine Dauer von max. 0,1 Sekunden und be-
schreibt die Kammererregung. Die erste negative Erregung ist die Q-Zacke. In der R-Phase
werden die meisten Herzmuskeln erregt, wodurch dieser Ausschlag im EKG als größte
Zacke erkennbar ist. Die S-Phase zeigt, wie die Erregung von der Herzspitze zur Basis der
rechten und linken Herzkammer geleitet wird.
T-Welle: Die Dauer der T-Welle ist abhängig von der gegenwärtigen Herzfrequenz. Sie
beschreibt die Erregungsrückbildung (Repolisariation) der Herzkammer und zeigt in die
gleiche Richtung wie dir R-Zacke.
42 Vgl., KLEINDIENST, Ralf, „EKG-Grundkurs“, http://www.grundkurs-ekg.de, abgerufen am 20.12.2011.
ST-Strecke
Abb. 2.9
QT-Intervall PQ-Intervall
Physiologische und anatomische Grundlagen des Biosignals 15
U-Welle: Die U-Welle ist eine (mögliche) flache Erhebung, die der T-Welle folgt. Ihre
Herkunft ist bislang noch nicht eindeutig geklärt. Sie beschreibt jedoch mögliche Nach-
schwankungen der Kammererregungsrückbildung bei Patienten mit Elektrolytstörungen.
PQ-Intervall (max. 0,2 Sekunden) beschreibt den Abstand ab dem Beginn der P-Welle bis
zum Beginn der Q-Zacke. (Erregungsüberleitungszeit)
QT-Intervall (bis max. 0,55 Sekunden) beschreibt den Abstand ab dem Beginn der Q-
Zacke bis zum Ende der T-Welle. Dieser Intervall ist abhängig von der gegenwärtigen
Herzfrequenz. Der QT-Intervall umfasst zeitlich die gesamte intraventrikuläre Erregungs-
dauer.
ST-Strecke Dieser Abschnitt beschreibt den Beginn der Erregungsrückbildung der Herz-
kammern. Der Ausschlag sollte idealerweise nicht über 0,2 mV gehen. Ist dies der Fall
deutet dies auf einen 2O - Mangel hin, der zum Herzinfarkt führen kann.
2.3 Entstehung und Eigenschaften des Pulsschlags
Der Pulsschlag ist die mechanische Auswirkung der Herzkontraktion die durch das arte-
rielle Gefäßsystem fortgeleitet wird.43 Mit jeder Herzkontraktion wird Blut in die Aorta
gestoßen. Dieser Druckstoß breitet sich im Gefäßsystem aus und kann theoretisch an allen
Arterien ertastet werden. Bei jedem Pulsschlag erweitern die elastischen Aortawände auf-
grund des Druckanstiegs ihr Volumen und ziehen sich danach in ihre Ausgangsstellung
wieder zusammen. Hierdurch entsteht eine wellenförmige Bewegung, die als Pulswelle
bezeichnet wird.44
Die Pulsfrequenz ist die Anzahl der Impulse pro Minute. Im Normalfall deckt sich die
Herzschlagfrequenz mit der Pulsfrequenz. Weicht sie jedoch ab, ist dies ein Anzeichen für
eine fehlerhafte Herzmuskelkontraktion (z.B.: Vorhofflimmern oder Durchblutungsstörun-
gen).45
Der Puls dient als Indikator über die Funktion der Herzaktivität und ihrer Regelmäßigkeit.
Außerdem können Informationen über die Druckanstiegsgeschwindigkeit in den herznahen
Gefäßen innerhalb der Systole gesammelt werden.
43 Vgl., Wikipedia, „Puls“, http://de.wikipedia.org/wiki/Puls, abgerufen am 20.11.2011. 44 Vgl., Pflegewiki, „Puls“, http://www.pflegewiki.de/wiki/Puls, abgerufen am 20.11.2011. 45 Ebd.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 16 -
3 Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG)
Bevor es zur eigentlichen Messung des EKGs kommen kann, müssen grundlegende As-
pekte der Messtechnik betrachtet werden. Hierzu zählen zunächst die Anforderungen die
an das elektronische Messverfahren gestellt werden. Erst dann kann übergeleitet werden
zu der Frage, wie sich diese Anforderungen schaltungstechnisch realisieren lassen.
3.1 Messtechnische Anforderungen
Das EKG-Messverfahren stellt beim Abgreifen und Verstärken des Signals einige Anfor-
derungen an die Messschaltungen, die im Folgenden kurz skizziert werden sollen:
→ Ein direkter Abgriff (invasiv) des Messsignals am Herzen wäre möglich, ist jedoch
für den praktischen Gebrauch nicht sinnvoll. Elektroden greifen dagegen das Signal an
der Hautoberfläche ab, wodurch die Leitfähigkeit der Haut eine wichtige Rolle innerhalb
des Messvorgangs einnimmt.
→ Damit das EKG Signal nicht verfälscht wird, sollte der Eingangswiderstand am Ein-
gang des Messverstärkers sehr hoch in Bezug auf den Innenwiderstand der Signalquelle
sein.46 In der medizinischen Messtechnik soll der Eingangswiderstand mindestens das
Hundertfache des Innenwiderstands der Signalquelle betragen.47
→ Die verwendeten Messelektroden sind mit einem Kontaktgel überzogen, die den Kon-
taktwiderstand zwischen Haut und Elektrode reduzieren sollen. Dadurch wird jedoch
gleichzeitig ein galvanisches Element erzeugt, wodurch eine Gleichspannung von bis zu
300 mV entstehen kann. (siehe Kap. 3.2.2)
→ Das eigentliche Messsignal des Herzens ist sehr klein ( mVUD 1< ), sodass eine star-
ke Verstärkung durch die Messschaltung erforderlich ist (Verstärkungsfaktor 1.000 und
mehr)
→ Die Messleitungen zu den Elektroden bilden eine Induktionsschleife, die das Messer-
gebnis beeinflussen kann.
→ Außerdem können sich aufgrund der Empfindlichkeit der Messschaltung Störspan-
nungen in das Messsignal einkoppeln (siehe Kap. 3.3 „Einkopplung von Störungen in die
Messschaltung“).
46 HUSAR, 51. 47 Ebd., 51.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 17 -
→ Aus sicherheitstechnischer Perspektive ist es sinnvoll die Schaltung entweder mit
Batterien zu betreiben oder eine galvanische Trennung zu integrieren, um mögliche Schä-
den bei Fehlfunktionen vorzubeugen.
3.2 Signalerzeugung
Liegt das zu messende Biosignal bereits als elektrische Größe vor, so wird der Messfüh-
ler als Elektrode bezeichnet. Die elektrischen Veränderungen des Herzmuskels können,
wie beschrieben, an der Hautoberfläche durch verschiedene Ableitungen gemessen wer-
den. Gemessen wird dabei die sich einstellende Differenzspannung zwischen den Elekt-
roden, die in ihrem zeitlichen Verlauf die EKG typische Herzspannungskurve ergibt.
Eigenschaften von Biosignalen
Biosignalen, lassen sich in zwei Kategorien einteilen. Zum einen lassen sich Biosignale
anhand ihres zeitlichen Verlaufs klassifizieren und zum anderen in ihrer Frequenz.48 Die-
se Klassifizierung ist für die Dimensionierung der Messschaltung maßgeblich. Die vor-
liegende Tabelle49 unterscheidet die für die Biosignalverstärkung relevanten Signale an-
hand ihres Verlaufs:
zeitlicher Verlauf Beispiel
Impulsartig EKG, Schaltnetzteil
Nichtharmonisch Pulskurve
Quasiperiodisch EEG, hochfrequente Sender
Harmonisch Stromnetz
Stochastisch Rauschen, Zufallssignale
(Rechteckförmig) Datenübertragung
3.2.1 Signalaufnahme – Die Messelektrode
Die Elektroden fungieren als Schnittstelle zwischen dem ionenleitenden Gewebe und
dem elektronenleitenden metallischen Kabel, wodurch sie als elektrochemisches Element
eine Impedanz darstellen, deren Betrag mit etwa Ωk2 simuliert werden kann.50 Durch
48 Vgl., HUSAR, 24 ff. 49 Vgl. HUSAR, 24. 50 Ebd.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 18 -
Abb. 3.1
Abb. 3.2 Abb. 3.3
Bewegungen des Messobjektes/ Hautgewebes ändert sich dennoch immer in geringen
Maßen der Ionenfluss an den Übergangen zwischen Elektrode und Hautoberfläche, was
zu unterschiedlichen Gleichtakt-
schwankungen führt und das Messer-
gebnis beeinflusst. Das Ersatzschalt-
bild der Übergangsstrecke vom Körper
zur Elektrode ist in Abb. 3.1 darge-
stellt.
Die Polarisationsspannung PU ist ab-
hängig vom Elektrodenmaterial sowie
der einwirkenden Temperatur (für
Ag/AgCl ca.: 0,6mV/K). Die Kapazität
kC und der WiderstandkR an der Kon-
takstelle sind abhängig von der Fläche
der Elektrode. kC wird dabei zusätz-
lich von der Temperatur beeinflusst,
kR dagegen durch das Elektrodenmate-
rial.
3.2.2 Signalverstärkung – Der Instrumentationsverstärker
Ein Instrumentationsverstärker oder Instrumentierungsverstärker (engl.: Instrument
Amplifier = InAmp) ist eine besonders präzise Differenzverstärkerschaltung mit hoher
Gleichtaktunterdrückung und sehr geringer Eingangs-Offsetspannung. Da InAmps einen
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 19 -
sehr hochohmigen Eingangswiderstand besitzen, eignen sie sich besonders gut zur Ver-
stärkung eines sehr kleinen Messsignals. Für die Messung des EKGs wird ein solcher
InAmp verwendet. Sein Aufbau und seine Funktionsweise werden im Folgenden darge-
stellt:
Diskreter Aufbau eines Instrumentationsverstärker aus 3 OPV
Da InAmps als ICs deutlich teurer als einfache Operationsverstärker sind (z.B.: INA 111
von Burr-Brown kostet bei Reichelt –Elektronik 9,80€), soll die EKG-Messschaltung
auch der Veranschaulichung halber diskret aus einzelnen OPV aufgebaut werden. Um
eine vergleichbare Gleichtaktunterdrückung, wie z.B. die des INA 111 von 80 dB zu er-
reichen, müssen die verwendeten Widerstände besonders niedrige Toleranzen aufweisen
und exakt aufeinander abgestimmt sein. Für die EKG-Messschaltung werden daher teure-
re Präzisionswiderstände verwendet mit Toleranzen von 0,1%. Zudem wird die Aus-
gangsoffsetspannung über eine Offset-Regelung eingestellt. Um direkt eine möglichst
niedrige Offsetspannung zu erzielen, wird der in ersten Testschaltungen verwendete OPV
vom Typ „LM 741“ ersetzt durch den Ultralow-Offset OPV vom Typ „OP07 CP“ des
Herstellers Analog Devices (Stückpreis bei Reichelt-Elektronik 0,31€ ; Input Offset Vol-
tage: 0,03mV). Der OP07 kennzeichnet sich darüber hinaus als sehr rauscharmer OPV.
Bei der EKG-Aufnahme handelt es sich um die Messung einer Spannungsdifferenz, die
im Grunde genommen durch nur einen OPV erfasst werden könnte, der als Differenzierer
(Subtrahierer) beschaltet ist. Der InAmp besitzt jedoch zusätzlich vor jedem Eingang des
Differenzierers eine Vorstufe in Form eines Impedanzwandlers. Die Funktionsweise des
Subtrahierers wird somit unabhängig von den Innenwiderständen der beiden Potentiale.51
Hierdurch wird die hochohmige Eingangsleitung jedoch sehr störanfällig gegenüber ka-
pazitiven Störstreuungen.52
51 Vgl. TIETZE, 1071. 52 Vgl. TIETZE, 1069.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 20 -
Funktion des Differenzverstärkers (OP3):
Ist das Potential am invertierenden Eingang größer als das am nichtinvertierenden Ein-
gang wird die Ausgangsspannung negativ. Über den Widerstand R4 erfolgt eine Rück-
kopplung des Ausgangssignals an den invertierenden Eingang, wodurch der Verstär-
kungsfaktor eingestellt werden kann. Bei einem idealen Differenzverstärker ist die Aus-
gangsspannung gleich Null, sofern an beiden Eingängen die gleiche Spannung anliegt.53
Bei realen Differenzverstärkern treten jedoch stets geringe Abweichungen auf, die als
Offsetfehler bezeichnet werden. Zur Kalibrierung dient das Potentiometer.
Ausgangsspannung: )( 21 eea UUvU −⋅=
Da 6543 RRRR === den gleichen Wert haben, beträgt der Verstärkungsfaktor des Dif-
ferenzverstärkers v=1:
)( 213
4eea UU
R
RU −⋅=
53 Vgl., ZASTROW, Dieter, Elektronik, Braunschweig 2002, 134.
Abb. 3.4 Diskret aufgebauter InAmp wie er ähnlich auch bei Tietze/Schenk dargestellt wird.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 21 -
Funktion der Impedanzwandler:
Die Impedanzwandler (OP1 und OP2) haben die Funktion eines Puffers bevor es zur ei-
gentlichen Differenzbildung kommt. Durch die Impedanzwandler werden die Eingangs-
impedanzen zum einen gleichgroß. Zum anderen erreichen sie dadurch hohe Werte, die
erforderlich sind, damit das Signal für die Differenzbildung nicht belastet und dadurch
verfälscht werden kann. Die Rückkopplungswiderstände1R und 2R ermöglichen, dass
Gegentaktsignale in den Impedanzwandlern verstärkt werden. Gleichtaktsignale dagegen
bleiben unverstärkt und werden durch den Differenzverstärker unterdrückt (Gleichtaktun-
terdrückung). Der Widerstand gR ist jeweils mit den invertierenden Eingängen der Im-
pedanzwandler verbunden. Das Verhältnis der Widerstände1R und 2R zu gR bestimmt
den Verstärkungsgrad des Differenzsignals. gR wird hier als Potentiometer dargestellt,
um deutlich zu machen, dass praktisch nur ein Widerstand erforderlich ist, um den Ver-
stärkungsgrad zu bestimmen.
3.2.3 Berechnung eines Instrumentationsverstärkers aus 3 OPV
Damit das EKG-Signal weiterverarbeitet werden kann, ist der Verstärkungsfaktor dv des
Instrumentationsverstärkers u.a. entscheidend. Um in Kap. 3.2.6 die Gleichtaktunterdrü-
ckung zu berechnen, muss außerdem die sich einstellende Ausgangsspannung berechnet
werden. Der Verstärkungsfaktor wird beim Instrumentationsverstärker, wie erwähnt,
durch gR eingestellt. An den beiden Eingangsverstärkern des Instrumentationsverstär-
kers ergibt sich zunächst54:
22
11
EE
EE
U
U
==
ϕϕ
Durch gR fließt somit der Strom55: g
EEg R
I 12 ϕϕ −=
Dieser Strom fließt ebenso durch die beiden Widerstände1R und 2R , sodass die
Spannungsabfälle über den Widerstände 21 ,, RRR g die Ausgangsspannung AU
bestimmt.56 54 Ebd. 55 Ebd. 56 Ebd.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 22 -
)( 2112 RRRIU gga ++⋅=−= ϕϕ
Da der dritte OPV als Differenzverstärker durch die vier gleichgroßen Widerstände (2R )
einen Verstärkungsfaktor von 1=v besitzt, gilt für AU :57
( )2112 RRR
RU g
g
EEa ++⋅
−=
ϕϕ
Ergebnis: ( )12211 EE
ga UU
R
RRU −⋅
++=
Für die Berechnung des Verstärkungsfaktors gilt daher:
++=
⋅=
gd
diffda
R
RRv
UvU
211
3.2.4 Gleichtaktunterdrückung (CMRR)
Die Messstörungen wirken teilweise mit gleicher Frequenz und Phase als so genannte
Gleichtaktsignale auf die Messschaltung. Aufgabe des Messverstärkers ist es, dabei nur
die gewollten Differenzsignale zu verstärken, während die störenden Gleichtaktsignale
unterdrückt werden sollen.58
Würde man an beide Eingänge eines Instrumentationsverstärkers die Eingangsspannung
eU anlegen, so wäre die Ausgangsspannung bei einem idealen Instrumentationsverstär-
ker 0=aU , da die Differenz der beiden Eingangsspannung folglich Null ist. Industriell
hergestellte Instrumentationsverstärker werden durch lasergetrimmte Widerstände äußerst
präzise abgeglichen, dennoch ist die Ausgangsspannung nie wirklich 0=aU . Eingekop-
57 Ebd. 58 Vgl. HUSAR, 54.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 23 -
pelte Gleichtaktsignale werden in geringen Maßen in ein Differenzsignal umgewandelt.
Die Qualität bzw. die Güte eines integrierten Instrumentationsverstärkers wird demnach
u.a. an der Fähigkeit gemessen, eine an den Eingängen anliegende Gleichtaktspannung zu
unterdrücken, was als Gleichtaktunterdrückung bezeichnet wird (im engl. wird dies als
common mode rejection bezeichnet = CMR).
Das Maß bzw. die Intensität diese Gleichtaktspannung zu unterdrücken wird als Common
mode rejection ratio (CMRR) bezeichnet und wird in Dezibel (dB) angegeben. Der Wert
beschreibt also das Verhältnis zwischen der Gleichtaktverstärkung gv und der Differenz-
verstärkung dv . Praktisch können solche Bausteine Werte von 70-130 dB annehmen. Die
Gleichtaktunterdrückung ist außerdem abhängig von der anliegenden Gleichtaktspan-
nung. So gilt: Je höher der CMRR Wert, desto höher kann die anliegende Gleichtakt-
spannung sein.59
Berechnung des CMRR Wertes:60
2010CMR
g
d
v
v
gverstärkunGleichtakt
erstärkungDifferenzvCMRR ===
Für die Gleichtaktverstärkung gilt: e
ag U
U
annungEingangssp
annungAusgangsspv ==
Die Ausgangsspannung aU ergibt sich aus dem Produkt der Differenzverstärkung und
der Differenzspannung diffU :
CMRR
UU e
diff =
CMRR
UvvUU e
dddiffa ⋅=⋅= ege
d UvCMRR
Uv ⋅=⋅
Für die Angabe der Gleichtaktunterdrückung in Dezibel ergibt sich daraus:61
59 Vgl. TIETZE, 1069. 60 Vgl., TIETZE, 332.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 24 -
CMRRCMR 10log20⋅=
Für die Ausgangsspannung eines idealen Instrumentationsverstärkers gilt:
dEEddiffa vUUvUU ⋅−=⋅= )( 12
Da Differenz- und Gleichtaktsignale gleichzeitig auftreten können, tritt die Eingangs-
spannung ´eU als Summe auf. Daraus ergibt sich für die Ausgangsspannung ´aU eines
realen Instrumentationsverstärkers: 62
dea vUU ⋅= ´´ CMRR
UUUU EE
diffe
)(
2
1´ 21 +
+=
Für den medizinischen Bereich sollen Gleichtaktsignale mit 100 bis 120 dB unterdrückt
werden, was bedeutet, dass die Differenzverstärkung dv um den Faktor 510 bis 610 höher
sein muss als die Gleichtaktverstärkung gv . Solche Anforderungen sind durch diskret
aufgebaute Instrumentationsverstärker nicht realisierbar, sondern vielmehr nur durch
hochpräzise integrierte Bausteine erreichbar.63
61 Vgl., Gleichtaktunterdrückung (CMRR): http://home.arcor.de/jonesnet/wiki/Gleichtaktunterdr%fcckung.pdf, abgerufen am 15.01.2012. 62 Ebd. 63 Vgl. HUSAR, Peter, Biosignalverarbeitung, Heidelberg 2010, S. 55.
unerwünschtes Signal
erwünschtes Signal
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 25 -
Abb. 3.5
3.3 Einkopplung von Störungen in die Messschaltung
Störungen können unterschiedlich eingekoppelt werden: galvanisch, kapazitiv, induktiv
oder als hochfrequente elektromagnetische Wellen.64 Zusätzlich erzeugen unbeabsichtigte
Bewegungen des Messobjekts (Patient) so genannte Bewegungsartefakte, die sich im
Messergebnis bemerkbar machen. Im Folgenden soll zusammenfassend dargestellt wer-
den, wie die genannten Arten von Störungseinkopplungen wirken und sie ggf. reduziert
werden können:
3.3.1 Galvanisch eingekoppelte Störungen
Galvanische Einkopplungen finden auf dem Gleichstromweg statt. Sie entstehen über
einem reellen ohmschen Widerstand oder auch über Isolationswiderstände.65 Die Größe
des reellen Widerstands ist abhängig von den Messbedingungen (z.B.: Isolationswider-
stand, Luftfeuchtigkeit, Kondenswasser). Maßnahmen gegen diese Art von Störungen
sind konstruktiver Art und müssen bereits bei der Entwicklung einer Messschaltung be-
rücksichtigt werden. Entscheidend dabei ist es, den Kabelwiderstand der Messleitung
niedrig zu halten sowie Störströme über der Messleitung zu vermeiden
64 Vgl. HUSAR, Peter, Biosignalverarbeitung, Heidelberg 2010, S. 32. 65 Ebd., 32.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 26 -
Abb. 3.6
3.3.2 Kapazitive eingekoppelte Störungen
Kapazitiv eingekoppelte Störungen entstehen, weil der menschliche Körper zusammen
mit der Phase einer Spannungsquelle und Masse eine Streukapazität bildet.66 Diese Stö-
rungen beeinträchtigen das Messsignal beträchtlich. Maßnahmen gegen diese Art von
Störungen sind: Netzspannung führende Kabel und Geräte um den Messplatz herum zu
entfernen. Bei höheren Anforderungen ist die Messanordnung vollständig abzuschirmen
(Faradayscher Käfig). Außerdem empfiehlt es sich, die Messleitung abzuschirmen.67
3.3.3 Induktiv eingekoppelte Störungen
Im Vergleich zu kapazitiven Störungen, die auch statisch vorhanden sind, wirken induk-
tiv eingekoppelte Störungen nur dann, wenn die störende Quelle einen Stromfluss bzw.
elektromagnetische Wellen erzeugt.68 Aufgrund der Leitfähigkeit des menschlichen Kör-
pers bildet dieser zusammen mit den Messleitungen eine Leiterschleife. Das durch den
Netzstrom erzeugte magnetische Feld (50Hz) durchfließt die Fläche des Messkreises zwi-
schen Körper und Eingang des Messverstärkers. Am Eingangswiderstand des Messver-
stärkers wird dadurch eine Störspannung induziert. Das Problem dabei ist, dass die Stör-
66 Vgl., HUSAR, 35. 67 Ebd., 38. 68 Ebd., 39
Elektroden
Leitungs-kapazität 50Hz elektromagn.
Wechselfeld
+Ub
-Ub
Ua
A
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 27 -
spannung zusammen mit dem Messsignal an den Verstärkereingang gelangt. Die einzige
Maßnahme besteht darin, die Größe der magnetisch durchflossenen Fläche zu verklei-
nern:
Die Fläche A der Leiterschleife ist in Abb. 3.6 grau markiert. Die Störspannung indU
wird über diese Leiterschleife in das Messsignal induziert / eingekoppelt. Nach dem In-
duktionsgesetz errechnet sich die Störspannung indU wie folgt:
B = magnetische Feldstärke
A = Fläche der Leiterschleife
Verkleinert man die Fläche A der Leiterschleife, verringert sich damit auch der Betrag
der Störspannung indU . Für die Messschaltung bedeutet dies, möglichst kurze Messlei-
tungen zu verwenden und diese ggf. miteinander zu verdrehen, um die Fläche A gering
zu halten.
3.3.4 Elektromagnetisch eingekoppelte Störungen
Elektromagnetische Störungen koppeln sich auf die gleiche Weise ein wie Radiosignale
empfangen werden.69 Die Messleitungen der Messanordnung wirken ähnlich wie Anten-
nen. Der empfangene Frequenzbereich liegt dabei zwischen 50kHz (Langwellen) bis hin
in den Gigaherzbereich (z.B.: WLAN). Obwohl Biosignale relativ tieffrequente Signale
sind (EEG bis ca. 10kHz, EKG bis ca. 5Hz), können elektromagnetisch eingekoppelte
Störungen durch Amplitudenmodulation70 das Messsignal beeinflussen. 71
Eine wirksame Maßnahme um die elektromagnetischen Störungen zu unterdrücken wäre
die Verwendung von Tiefpässen an den Eingängen des Messverstärkers. Allerdings redu-
zieren diese die hohe Eingangsimpedanz des Verstärkers. In Krankenhäusern gilt daher
ein Verbot für Handys, Funkgeräten WLAN-Funktionen usw. innerhalb medizinischer
Messbereiche.
69 Vgl., HUSAR, 41. 70 „Am Eingang jedes Verstärkers befinden sich als aktive Bauelemente Transistoren. Die Basis-Emitter- Stre-cke ist als PN-Übergang einerseits ein gleichrichtendes Element, andererseits ist der PN-Übergang in der Durchlassrichtung eine relativ große Kapazität (bis einige nF). Die Transistoren sind mit Widerständen zur Festlegung ihrer Betriebsparameter bestückt. Damit enthält die Eingangsstufe des Messverstärkers alle not-wendigen Bauelemente eines AM-Demodulators (Gleichrichter, Widerstand, Kapazität).“ 71 Ebd.
td
BdA
td
dU ind
⋅−=Φ−=
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 28 -
Abb. 3.7
Abb. 3.8
3.4 Analoge Filterung
Um die beschriebenen Störungen zu unterdrücken, werden Filter eingesetzt. Unterschie-
den wird dabei in Hoch- und Tiefpassfilter, Bandsperren und Bandpass. Des Weiteren
gibt es die Unterteilung in passive und aktive Filterstufen. Für die EKG-Messschaltung
relevant sind Hoch- und Tiefpassfilter sowie die Verwendung eines Kerbfilters, welcher
zur Gruppe der Bandsperren gehört.
3.4.1 Der Hochpass
Ein passiver Hochpass ist eine Schaltung, die tiefe
Frequenzen unterdrückt und hohe Frequenzen
ungehindert passieren lässt. Die einfachste Schal-
tung eines Hochpasses ist in Abb. 3.7 dargestellt.
Mit steigender Frequenz erhöht der Kondensator
seinen Widerstand, sodass Spannungen mit tiefen
Frequenzen nicht unterdrückt werden.
Das Diagramm in Abb. 3.8 beschreibt das
Frequenzverhalten im Verhältnis zur Ausgangs-
spannung. Signale mit Frequenzen oberhalb der
Grenzfrequenz fg werden weitergeleitet, Signale
unterhalb von fg unterdrückt. Der Frequenzgang
und sowie die Phasenverschiebung lässt sich aus der
Spannungsteilerformel72 ableiten:
( ))/(11
1
)/(1 sRCsCR
R
U
UsA
e
a
+=
+==
Daraus ergibt sich mit :ωjs =
²²²/11
1)(
CRsA
ω+= und
RCωϕ 1
arctan=
72 Vgl. TIETZE, 1537.
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 29 -
Abb. 3.10
Aus dem Verhältnis ergibt sich dann: RC
f g π2
1=
Bei dieser Frequenz beträgt die Phasenverschiebung zwischen eU und aU + 45°, wes-
halb gf als Grenzfrequenz bezeichnet wird. Die Grenzfrequenz gibt an, wann die Aus-
gangsspannung im Bezug auf die Ausgangsspannung um das 2
1 -fache (= 0,707) gesun-
ken ist.
3.4.2 Der Tiefpass
Ein passiver Tiefpass ist eine Schaltung, die hohe
Frequenzen unterdrückt und tiefe Frequenzen
ungehindert passieren lässt. Die einfachste Schal-
tung eines Hochpasses ist in Abb. 3.9 dargestellt.
Mit steigender Frequenz verringert der Kondensa-
tor seinen Widerstand, sodass Spannungen mit
tiefen Frequenzen nicht unterdrückt werden
Das Diagramm in Abb. 3.10 beschreibt das
Frequenzverhalten im Verhältnis zur Ausgangs-
spannung. Signale mit Frequenzen unterhalb der
Grenzfrequenz fg werden weitergeleitet, Signale
oberhalb von fg unterdrückt. Die Grenzfrequenz
errechnet sich ebenfalls durch: 73
3.4.3 Der Kerbfilter (Notchfilter)
Der Kerbfilter (engl.: „notch filter“) zählt zur Gruppe der Bandsperre, besitzt jedoch eine
kleinere Bandbreite im Sperrbereich (wie eine „Kerbe“ im Frequenzverlauf). Er dient
dazu, bestimmte Frequenzen eines kleinen Frequenzbereiches herauszufiltern. In vielen
Messschaltungen werden somit die störenden Anteile des 50Hz-Netzbrummens unter-
drückt. Die Grundschaltung eines Kerbfilters ist in Abb. 3.13 zu sehen:
73 Vgl. 1533.
Abb. 3.9
RCfg π2
1=
Elektronische Verarbeitung von Biosignalen (EKG) - 30 -
Abb. 3.13 Abb. 3.14
Für hohe und tiefe Frequenzen gilt hier: ea UU = . Dabei können hohe Frequenzen über
die in Reihe geschalteten Kondensatoren passieren, während tiefe Frequenzen über die
beiden Widerstände weitergeführt werden. Hat das Eingangssignal eine Frequenz vonrf ,
stellt der Filter einen Kurzschluss dar und aU wird Null.74
Die Sperrfrequenz (Resonanzfrequenz) errechnet sich durch:
74 Vgl., TIETZE, 854.
RCf r ⋅
=π2
1
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 31 -
4 Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung
Durch die Entwicklung der Messkette soll deutlich gemacht werden, inwiefern ein Bio-
signal schaltungstechnisch aufgenommen und zur deutlichen Darstellung „aufbereitet“
werden kann. Die Messanordnung ist unter folgenden Aspekten realisiert worden:
1. Die Struktur der Messkette soll aufgrund der Einteilung in sechs Module (Modul A-
F) leicht nach zu verfolgen sein.
2. Das Messsignal kann an den jeweiligen Modulen durch Potentiometer in seiner
Amplitude und seinem Frequenzspektrum variirt werden, um es so einer optimalen
Darstellung anzupassen. Außerdem dient diese Funktion auch der genauen Eichung
der Messkette.
3. An verschiedenen Messpunkten kann das Signal abgegriffen werden, um so die
Wirkweise einzelner Schaltungselemente zu zeigen.
4. Es besteht die Möglichkeit die Filter vom EKG-Signal zu trennen, um ein externes
Testsignal hinzuzuführen (z.B.: Frequenzgenerator). Dadurch kann die Funktion
der Filter und des Nachverstärkers gesondert dargestellt werden.
Sicherheitshinweise
Für den Betrieb von medizinischen Geräte gibt es besondere DIN-Normen (VDE 0750
und VDE 0751) Hier wird gesetzlich festgehalten, welche Sicherheitsaspekte erfüllt wer-
den müssen, damit mit dem Gerät am Patienten gearbeitet werden darf. Für die entwickel-
te Messschaltung wurden dazu folgende Sicherheitsaspekte umgesetzt:
- Die Messschaltung wird durch Batterien betrieben, sodass keine Stromversorgung
aus dem Netz erforderlich ist.
- Als Anzeige dient ein Laptop, der im Akkubetrieb verwendet wird.
- Es wird eine galvanische Trennung in Form eines Optokopplers in die Messschal-
tung integriert.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 32 -
4.1 Struktur der Messkette
Das dargestellte Blockschaltbild versinnbildlicht die Struktur der Messkette:
Systematische Darstellung der Messkette:
Modul A
1. Signalaufnahme a) Elektroden / Kontaktgel
b) Überspannungsschutz + RFI
2. Instrumentationsverstärker c) Vorverstärkung + Hochpass I
d) Differenzverstärkung
e) Offsetabgleich (I)
f) DRL (Driven Right Leg) + Schirmung
g) Hochpass II
Modul B
3. Galvanische Trennung h) Treiber für Optokoppler
i) Optokoppler
Modul C
4. Offset II j) Offsetabgleich - Skalierung der Amplitude
Modul D
5. Bandsperre k) 50 Hz-Notch Filter (Kerbfilter)
Modul E
6. Tiefpass l) 15 Hz Bessel Filter (5. Ordnung)
Modul F
7. Nachverstärkung m) Leistungsverstärkung (v=1000)
InAmp mit integr.Hochpass und
DRL
Nachverstärkung Optokoppler Tiefpass Bandsperre Anzeige
+
-
HzfTp 15=Hzfr 50=
A B C D E F Signalausgang
+
-
offset
Offset-Regelung
Abb. 4.1
Elektroden
Signaleingang
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 33 -
Abb. 4.2
4.1.1 Die Elektroden – Modul A
Die für diese Messung verwendeten Klebeelektroden sind geeignet für EKG Messgeräte,
wie sie im medizinischen Bereich Anwendung finden. Sie werden durch einen Klebefilm
auf der Hautoberfläche fixiert, wodurch die elektrochemische Differenzspannung aller
Elektroden größtenteils konstant bleibt. Da sich diese Differenzspannung nur sehr lang-
sam ändert, wird sie auch als „quasistationäre“ Gleichtaktspannung bezeichnet.75
Im einfachen Testaufbau mit selbstgebauten Elektroden aus Kupferplättchen und der Ver-
wendung von Cremeseife76 zur Kontaktverbesserung wurde das Messergebnis am
Oszilloskop erheblich gestört. Erst durch die Verwendung von medizinischen Klebeelekt-
roden, bei denen bereits ein leitfähiges Kontaktgel aufgetragen ist, verbesserte sich das
Messergebnis erheblich. Die benötigten drei Elektroden werden an die Messleitung durch
herkömmliche Klippknöpfe aus dem Nähgeschäft „angeklippt“. Die Klippknöpfe sind
über kleine Befestigungsplättchen an die Messleitungen gelötet.
4.1.2 Überspannungsschutz und RFI-Protection – Modul A
RFI Protection
RFI (Radio frequency interference) wird
im Tutorial77 des InAmp Herstellers Ana-
log Devices als Störung beschrieben, die
im HF-Bereich generiert wird (daher
Hochfrequenzstörung). Selbst hochwertige
Instrumentations-verstärker schaffen es
nicht Gleichtaktsignale über 20kHz, die an
den Eingängen anliegen, zu unterdrü-
cken. Stark auftretende RF-Signale können sich daher als Offset-Fehler am Ausgang ein-
stellen. Eine Möglichkeit, dem entgegenzuwirken. zeigt Abb. 4.2. Hier wird zusammen
mit den beiden Eingangswiderständen und den Kondensatoren C1 und C2 ein Tiefpass
erzeugt. Zusätzlich wird der Kondensator C3 zwischen die beiden nichtinvertierenden
Eingänge des InAmps geschaltet. Der Filter sollte zur optimalen Funktion so nah wie
möglich an die Eingänge des InAmps gesetzt werden.
75 Vgl. SCHNABEL, Patrick, Elektronik-Fibel, Norderstedt 2007, 68. 76 Cremeseife wird als „Notlösung“ auch in Arztpraxen verwendet, sofern das konventionelle Kontaktspray schlechte Ergebnisse liefert.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 34 -
Für das RC-Glied werden im Tutorial Widerstände mit einer Toleranz von 1% sowie
Kondensatoren mit einer Toleranz von 5% empfohlen. Würden die Abweichungen C1 zu
C2 und R1 zu R2 zu groß sein, kann ein Teil des HF-Gleichtaktsignals in ein Differenz-
signal konvertiert werden.
3C soll 10mal größer gewählt werden als →2/1C )10;10( 213 CCC ≥ .
+
+⋅⋅+=
⋅=⋅=
321
2121
2211
)( CCC
CCRR
CRCR
diff
Gleichtakt
τ
τ
Gleichtaktdiff ττ ⋅≥ 10
Die resultierende Filterbandbreite ergibt sich aus:
( )
+
+⋅
⋅+=
321
21212
1
CCC
CCRR
f RFI
π
Die Filterbandbreite soll 100mal größer sein, als die Bandbreite des Eingangssignals. Aus
diesem Grund wurde kHzf RFI 5,1≈ gewählt.
Die beiden Eingangswiderstände wurden mit Ω= kR 1002/1 festgelegt. Für die Werte der
Kondensatoren ergibt sich daher:
pFCCpFCgewählt
pFCauflösenCCCCCCC
CCC
pFnFV
sA
sA
VkHzkkC
CkkkHz
4701047:
48,5010,
53053,010530,01
5,12002
10101
5,1)100100(2
1
)100100(2
15,1
2/132/1
2/12/1321321
21
933
=⋅==
=⇒⋅==⇒++⋅
=
==⋅⋅=⋅⋅⋅⋅
⋅⋅=⋅Ω+Ω⋅
=
⋅Ω+Ω⋅=
−−−
ππ
π
77 Vgl., Tutorial des Herstellers „Analog“ MT-70 http://www.analog.com/static/imported-files/tutorials/MT-070.pdf, abgerufen am 11.01.2012
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 35 -
Abb. 4.3
Tatsächliche Grenzfrequenz:
( )kHz
s
V
As
A
Vf RFI 6,1
11685
4707,47,4
7,47,41001002
10101 123
==⋅
++⋅⋅⋅+
⋅⋅=−
π
Überspannungsschutz
Vor die Eingänge des InAmps ist pro Eingang eine Diode in Sperrrichtung und eine in
Durchlassrichtung gegen GND geschaltet. Da bei einer Silizium-Diode vom Typ 1N4148
erst ab einer Durchlassspannung von VUF 7,0≈ ein Strom fließen kann78, gelangt das
EKG-Signal (ca. 1mV) ohne weiteres an die Eingänge des InAmp. Nicht EKG-
Spannungen, die einen höheren Wert haben als +0,7V oder -0,7V, werden gegen GND
kurzgeschlossen und gelangen somit nicht an die Eingänge des InAmp.
4.1.3 Instrumentationsverstärker – Modul A
In Testschaltungen wurde zunächst der in Abb. 4.3 dargestellte Instrumentationsverstärker
aufgebaut. Bei einer Potieinstellung von Ω= kRg 2,0 ergibt sich ein Verstärkungsfaktor
von:
78 Vgl., Datenblatt Diode 1N4148: http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/rohm/1n4148.pdf, abgerufen am 15.012.2011.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 36 -
10012,0
10021
21 1 =
ΩΩ⋅+=
⋅+=
k
k
R
Rv
gd
Die Messung der Gleichtaktunterdrückung zeigte, dass der aufgebaute Instrumentations-
verstärker eine Gleichtaktunterdrückung von dB60 besitzt:
dBCMRRCMR
mVV
CMRR
UU
v
vCMRR
U
Uv
VUgemessenVU
ediff
g
d
e
ag
ae
60log20
2,1997
2,1
997004,1
1001
004,1
205,1:2,1
≈⋅=
===
===
==
=⇒=
Bei einer angelegten Gleichtaktspannung von VUe 2,1= , beträgt die verursachte Diffe-
renzspannung mVU diff 2,1=
4.1.4 Offsetabgleich – Modul A
Offsetfehler entstehen durch so genannte Gate-Ströme (Basis-Ströme) in Höhe von 3fA
bis 200nA die über die Eingangswiderstände abfließen. Außerdem beeinflussen Asym-
metrien im Messverstärker die Offsetspannung genauso wie Temperaturveränderungen.
Um den Offset in Testschaltungen gering zu halten, wurden wie bereits erwähnt vier Prä-
zisionswiderstände mit einem Toleranzbereich von 0,1% verwendet. Durch die zusätzli-
che Verwendung der Ultra-Low-Offset OPV wäre ein Betrieb auch ohne Offsetabgleich
möglich. Messungen ergaben, dass sich in der weiterentwickelten Schaltung lediglich
eine Offsetspannung von 0,8mV einstellte.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 37 -
Abb. 4.4
Zur exakten Kalibrierung wird dennoch ein Offsetabgleich in die Schaltung integriert, mit
dem die Ausgangsspannung exakt auf 0 Volt eingestellt werden kann. Über das darge-
stellte Widerstandsnetzwerk, bestehend aus Spannungsteilern und Impedanzwandler,
wird der Offset über ein Potentiometer eingestellt
4.1.5 Schirmung der Elektrodenmessleitung – Modul A
Die Messleitungen sind hochempfindlich gegen Störungen die sich in das Messsignal
einkoppeln können, da sie wie Antennen wirken. Abhilfe bringt die Schirmung der Mess-
leitung, wodurch die Kabelkapazität verringert wird. In ersten Testschaltungen wurde
dazu ein gewöhnliches Koaxkabel (Antennenkabel) verwendet und die Schirmung mit
Masse verbunden. Dadurch konnte die Kabelkapazität zwischen Signalleiter und Ab-
schirmung bereits gut verringert werden.
Für den endgültigen Aufbau wurde anstatt der beiden Koaxkabel ein USB-Kabel verwen-
det. Der Vorteil hierbei ist, dass alle 3 Signalleitungen vom Körper durch ein gemeinsa-
mes Kabel geführt werden können, was die Fläche der Leiterschleife erheblich reduziert.
Außerdem besteht die Möglichkeit das USB Kabel zu schirmen und die USB-Buchse
lässt sich einfach auf die Platine löten.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 38 -
Abb. 4.5
Im Datenblatt des INA 111 79 wird die Möglichkeit dargestellt die Abschirmungskapazi-
tät und das Abschirmungsrauschen zusätzlich zu verkleinern, indem das Messsignal auf
eine noch niedrigere Impedanz konvertiert wird. Über einen Impedanzwandler, der in
Abb. 4.5 dargestellt ist, wird das konvertierte Messsignal auf die Abschirmung geführt.80
Die Spannung zwischen Signalleiter und Abschirmung kann so noch kleiner gehalten
werden. „Auf diese Weise wird die Leitungskapazität um die Differenzverstärkung des
Operationsverstärkers virtuell verkleinert. - Da nur noch die Offsetspannung des Operati-
onsverstärkers an der Leitungskapazität anliegt, verschwindet auch das Leitungsrauschen
weitgehend.“81
4.1.6 Driven Right Leg Circuit (DRL) – Modul A
Bei ersten Testschaltungen wurde zur Referenzierung der Differenzspannung das rechte
Bein bzw. der Bauchbereich zunächst stets über eine Elektrode mit Masse verbunden.
Um die Gleichtaktunterdrückung jedoch weiter zu erhöhen, wird (Abb. 4.6) stattdessen
eine Bezugspotentialsteuerung als Referenzsignal an das rechte Bein angeschlossen.
79 Vgl., Datenblatt des Burr-Brown InAmp „INA111“: http://www.ti.com/lit/ds/symlink/ina111.pdf, abgeru-fen am 01.12.2011. 80 Vgl. SCHAERER, Thomas, Elektronik-Minikurse - Echter Differenzverstärker IV, Elektronik-Kompendium, http://www.elektronik-kompendium.de/public/schaerer/diffemg.htm, abgerufen am 01.12.2011. 81 Vgl., TIETZE, 1069.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 39 -
Abb. 4.6
Bei dem so genannten „Driven Right Leg Circuit“82, wird das anliegende Gleichtaktsig-
nal von den beiden nichtinvertierenden Eingängen des Instrumentationsverstärkers abge-
griffen, über eine Verstärkerschaltung invertiert und als Signal an die Elektrode des rech-
ten Beins geführt. Hierdurch subtrahieren sich die Gleichtaktsignale größtenteils, was
sich deutlich auf das Messergebnis auswirkt.
Um mögliche Unterschiede in der Signalqualität deutlich zu machen, ist in die Mess-
schaltung ein Schalter integriert, der die Referenzelektrode entweder a) mit Masse, b) mit
dem DRL Signal.
4.1.7 Hochpass – Modul A
Zur Reduzierung der quasistationären Gleichtaktspannung die sich, wie beschrieben, zwi-
schen den Elektroden und der der Hautoberfläche bei der EKG Messung bildet, wurde
zunächst jeweils ein RC-Glied vor die beiden nichtinvertierenden Eingänge der beiden
Impedanzwandler geschaltet (Abb. 4.7). Dadurch wird verhindert, dass diese uner-
wünschten Spannungsanteile nicht mitverstärkt werden.
Die Grenzfrequenz soll ungefähr 0,1 Hz betragen. Hierzu wurde FC µ11 = gewählt. Für
2/1R ergibt sich daher:
82 Vgl., Datenblatt des Burr-Brown InAmp „INA121“: http://www.ti.com/lit/ds/symlink/ina121.pdf, abgerufen am 01.12.2011.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 40 -
Abb. 4.7 Abb. 4.8
Ω=⋅=⋅⋅
⋅=⋅⋅
== MA
V
V
As
sFHzCf
Rg
591,110591,11
11,02
101
11,02
1
2
1 66
12/1
πµππ
Da 2/1R mit 1 ΩM gewählt wurde ergibt sich damit eine tatsächliche Grenzfrequenz von
gf = 0,159 Hz.
Der große Nachteil bei der Verwendung von HP-Filter, die vor die Impedanzwandler
geschaltet sind, liegt allerdings darin, dass man zwei einzelne HP-Filter einbauen muss,
wodurch sich unterschiedliche Grenzfrequenzen bei den beiden HP-Filtern einstellen
können, die die Gleichtaktunterdrückung des Instrumentationsverstärkers reduzieren.
Außerdem reduzieren die beiden hohen Widerstände des HP-Filters an den beiden Ein-
gängen den viel höher liegenden Eingangswiderstand des Instrumentationsverstärkers.
Eine bessere Lösung bietet Abb. 4.8: Hier dient nur ein einzelnes RC-Glied als HP, wo-
durch dieses sich auf die Eingänge des Instrumentationsverstärkers gleichmäßig auswirkt.
Allerdings ergibt sich hier ein weiteres Problem. Aufgrund des extrem hochohmigen
Wertes, den gR annehmen müsste, um auf die Grenzfrequenz von 0,15Hz zu kommen,
würde die Verstärkung des InAmp rapide absinken. Zur Veranschaulichung dient dieses
Rechenbeispiel:
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 41 -
Bei den gewählten Widerstanden von jeweils Ω= kR 1002/1 und Ω= kRg 2,0
ergibt sich für 1001=dv . Würde man die Widerstände 2/1R proportional zu
gR erhöhen (z.B. um den Faktor 100), ergeben sich folgende Werte:
.100 Ω= kRg und Ω= MR 102/1
Um die Grenzfrequenz von 0,15Hz einzuhalten, ergibt sich für1C :
FCgewählt
FV
As
sA
VHzkC
µ
µππ
100:
10610106,01
15,0102
101
15,0102
1
1
33
1
=⇒
=⋅=⋅⋅
⋅=⋅Ω⋅
= −−
Messungen zeigten, dass konventionelle Elektrolytkondensatoren aufgrund ih-
rer Polarität die Signalamplitude leicht bis erheblich und mit wachsender Ka-
pazität von 1C bis hin zur Unkenntlichkeit verfälschen. Lediglich bei einer Ka-
pazität von Fµ1 wurde die EKG-Kurve gut übertragen.
Wird stattdessengR erhöht (in diesem Fall auf Ω= MRg 1 ) sinkt der Verstär-
kungsfaktor auf 21=dv . gR würde aufgrund seiner Größe eine zusätzliche
Rauschspannung verursachen.83 Außerdem ist es für analoge Schaltungen rat-
sam die Schaltung so niederohmig wie möglich zu dimensionieren, um Störun-
gen vorzubeugen.
Aufgrund dieser Voraussetzungen wird ein Kompromiss aus den Parametern des Fre-
quenzgliedes und den Widerstände 2/1R gezogen: Die Grenzfrequenz wird höher ange-
setzt und 2/1R werden auf ΩM8,1 festgelegt. Um den verstärkungsgradbestimmenden
Wert des Widerstands gR nicht größer als Ωk10 und gleichzeitig 1C nicht größer als
Fµ1 werden zu lassen, ergibt sich für die Grenzfrequenz des ersten Hochpass:
83 Widerstandsrauschen entsteht in jedem ohmschen Widerstand durch thermische Elektronenbewegung, wo-durch eine Rauschspannung verursacht wird. Dabei gilt: Die Rauschspannung steigt mit der Wurzel des Wider-standswertes. Vgl., BEIS, Uwe, „Rauschspannung bei Widerständen“, http://www.beis.de/Elektronik/Nomograms/R-Noise/ResistorNoise.html, abgerufen am 01.12.2011.
Hzs
A
V
V
AskFf g 92,15
1101592,0
1012
10101
1012
1 336
=⋅=⋅⋅
⋅⋅=Ω⋅⋅
=−
πµπ
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 42 -
Abb. 4.9
Neuer Verstärkungsfaktor des InAmp: 36110
36001
21 2/1 =
ΩΩ+=
⋅+=
k
k
R
Rv
g
Zusätzlich wird am Ausgang des Instrumentationsverstärkers ein weiterer Hochpass in-
tegriert, der ebenfalls eine sich einstellende Gleichspannung unterdrücken soll. Für den
Hochpass am Ausgang des InAmp wurden dagegen 3 Elektrolytkondensatoren zu je
Fµ1 parallel geschaltet. Zusammen mit einem ΩM3,1 Widerstand bilden sie das RC-
Glied mit einer Grenzfrequenz von:
Hzs
A
V
V
AsMFf g 04,0
104,0
2,132
10101
2,132
1 66
==⋅⋅
⋅⋅=Ω⋅⋅
=−
πµπ
Eine Möglichkeit für eine Weiterentwicklung der Messschaltung wäre die Verwendung
von bipolaren Folienkondensatoren zu versuchen, um das Frequenzverhalten dieses Kon-
densatortyps zu untersuchen.
4.1.8 Galvanische Trennung – Modul B
Die galvanische Trennung erfolgt durch einen Optokoppler vom Typ IL 300 und ist
für medizinische Messgeräte vorgeschrieben. Obwohl die Messschaltung mit Batterie
betrieben wird und das Anzeigegerät (Laptop) ebenfalls im Akkubetrieb verwendet
werden soll, wird auf die galvanische Trennung nicht verzichtet.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 43 -
Abb. 4.10
Im Datenblatt des IL 300 84 wird empfohlen, den Optokoppler mit einem OPV anzu-
steuern, der in diesem Fall als Treiber der LED im Optokoppler dient. Der Kondensa-
tor 12C unterdrückt dabei hochfrequente Schwingungen am Eingang des Opto-
kopplers. Die Schaltung ermöglicht es, dass über den beiden Arbeitswiderständen20R
und 21R jeweils der gleiche Spannungabfall vorhanden ist, jedoch galvanisch getrennt.
Das Ausgangssignal des Optokopplers wird zusätzlich an einen Spannungsfolger ge-
führt, um das Signal belastungsfrei an die Filterstufen zu führen.
4.1.9 Offset II – Modul C
Messungen zeigten, dass das Signal durch die Filter in seinem Offset verschoben wur-
de. Aus diesem Grund wurde eine weitere Offset-Regelung integriert. Das EKG Signal
kann somit bei Nichterregung der Herzkammern exakt auf den Nullpunkt skaliert wer-
den. Diese Skalierung ist notwendig, damit das Audioprogramm am Laptop das Mess-
signal problemlos aufzeichnen kann.
84 Vgl., Datenblatt des Optokopplers „IL300“: http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/siemens/IL300.pdf, abgerufen am 22.11.2011.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 44 -
Abb. 4.11
4.1.10 Bandsperre (50 Hz Notch-Filter) – Modul D
Zur Unterdrückung des 50Hz elektromagnetischen Wechselfeldes wird eine Bandsperre
(Notchfilter), die auf 50Hz abgestimmt ist, in die Schaltung integriert. Diese passive
Filterschaltung ist in Abb. 4.11 dargestellt und wurde als Doppel-T-Filter dimensioniert:
Für die Dimensionierung gilt:
CCR
R
CCCRRR
⋅==
====
22 33
2121
Dieser Sperrfilter weist eine Unterdrückungsgüte von 25,04
1 ==Q auf.85
Dimensionierung:
85 Vgl., TIETZE, 854.
nFgewählt
nFV
As
sA
VHzkC
sichergibtCFürgewähltkRFürHzfr
47:
3,5110000513,01
52,62
10101
50622
1
:6250
514
2/1
2/12/1
⇒
=⋅=⋅⋅
⋅⋅=⋅Ω⋅
=
⇒Ω==
−−
ππ
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 45 -
Abb. 4.12
Korrektur von 2/1R :
Ω⇒
Ω==⋅⋅
⋅⋅=⋅⋅
=−
kgewählt
kA
V
sV
AsHznFR
68:
7,67677251
5472
10101
50472
1 19
2/1
ππ
Da der Normwert nF94 nicht verfügbar ist, werden zwei parallel geschaltete Kondensa-
toren ( nF47 ) als Ersatz in der Messschaltung verwendet.
nFnFCC 9447223 =⋅=⋅=
Um die Unterdrückungsgüte dieser Filterschaltung zu erhöhen, kann der Sperrfilter in die
Rückkopplung eines Verstärkers einbezogen werden.86 (siehe Abb. 4.12) Über das Poti
Ω= kP 101 wird die Höhe der Güte eingestellt. Das Poti führt die Rückkopplung auf den
nichtinvertierenden Eingang eines Impedanzwandlers. Bei hohen und tiefen Frequenzen
beträgt die Ausgangsspannung des Impedanzwandlers eUv ⋅ . Bei der Resonanzfrequenz
Hzfr 50= beträgt 0=eU . Der Doppel-T-Filter wirkt in diesem Moment so, als wäre
3R direkt mit Masse verbunden. Hat der Spannungsfolger die Verstärkung 1, wird
.5,0=Q Wird die Verstärkung weiter erhöht, strebt Q gegen ∞ 87
86 Vgl., High Q Notch Filter – National Semiconductor: http://www.national.com/ms/LB/LB-5.pdf, abgerufen am 22.11.2011. 87 Vgl. TIETZE, 854.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 46 -
Abb. 4.13
Damit der Doppel-T-Filter einwandfrei funktioniert, ist eine exakter Abgleich bezüglich
Resonanzfrequenz und Verstärkung erforderlich. Je höher die Güte, desto schwieriger
wird die Abstimmung, da bei Änderung eines Widerstands gleichzeitig andere Parameter
beeinflusst werden. Die Güte des Filters kennzeichnet die Genauigkeit des Sperrfilters.
Mit dem Poti kann somit die Steilheit der Flanke am Rand der Grenzfrequenz eingestellt
werden.
Die innere Kerbe wird bei einer Potieinstellung von 95% erreicht, die äußere bei einer
Potieinstellung von 0%. Im Testaufbau erreichte
der Doppel-T-Filter mit einer mittleren Potieinstellung relativ steile Flankenwerte, sodass
die Schaltung ohne weitere Veränderungen in die Gesamtschaltung integriert werden
konnte.
4.1.11 Tiefpass – Modul E
Zur Reduzierung von eingekoppelten Störungen besteht ein weiteres Schaltungsmodul
aus einem aktiven Tiefpass mit einer Grenzfrequenz von Hzfg 15= . Dabei handelt es
sich um einen Bessel-Filter, der im Vergleich zu einem Butterworth oder Tschebyscheff-
Filter eine niedrigere Signalverzerrung aufweist. Laut Tabelle88 zeigt der Bessel-Filter
eine etwas schlechtere Flankensteilheit im Grenzbereich auf, als die beiden anderen Fil-
terarten. Um einen stärkeren Verstärkungsabfall zu erreichen, werden mehrere Tiefpass-
Filter hintereinander geschaltet werden:
88 Vgl., TIETZE, 829.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 47 -
Abb. 4.14
Für den hier verwendeten Filter wurde zunächst ein Tiefpass 1. Ordnung erzeugt, an den
sich dann zwei weitere Tiefpässe jeweils 2. Ordnung anschließen. Zusammen betrachtet
stellt der Filter einen Bessel-Tiefpass 5. Ordnung dar. Im Test lieferte dieser Filter gute
Ergebnisse und reduzierte das Signalrauschen erheblich.
Zur Dimensionierung und zur Berechnung sind folgende Schritte erforderlich:
1. Schritt:
Auswahl der Filterkoeffizienten aus der Tabelle 89
→ia 6656,01 =a 1402,12 =a 6216,03 =a
→ib 01 =b 4128,02 =b 3245,03 =b
2. Schritt:
Koeffizienten auf Grenzfrequenz gf = 15 Hz beziehen:
sHzf
a
g
311 10062,7
152
6656,0
2−•=
•==
ππα
sHzf
a
g
322 10097,12
152
1402,1
2−•=
•==
ππα
89 Ebd.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 48 -
sHzf
a
g
333 10595,6
152
6216,0
2−•=
•==
ππα
sHzf
b
g
322 10379,4
152
4128,0
2−•=
•==
ππβ
sHzf
b
g
333 10443,3
152
3245,0
2−•=
•==
ππβ
3. Schritt:
Dimensionierung der 1. Tiefpassstufe ( 1. Ordnung):
Ω=⇒Ω==⋅⋅=
=⇒=⋅=⋅⋅=Ω
=
⇒⋅=⇒Ω=
−
−−−
kRgewähltkA
V
V
AsR
RvonKorrektur
nFCgewähltnFV
As
A
Vs
kC
CRakRGewählt
22:4,2121400330
1010062,7
:
330:3531035320
1010062,7
20
20:
0
93
0
0
09
331
0
10
α
4. Schritt:
Dimensionierung der 2. Tiefpassstufe ( 2. Ordnung):
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 49 -
Ω=⇒Ω=
Ω=⇒Ω=
⋅⋅⋅⋅⋅
⋅⋅⋅⋅⋅−
⋅⋅±⋅⋅=
⋅⋅⋅⋅⋅⋅−⋅±⋅
=
⋅
⋅⋅−⋅±=
=⇒
=⋅⋅=⋅=⇒≥
=⇒
=⋅=
⋅⋅=Ω
⋅=+
=⇒⋅+=
Ω==
−−
−−−−
⋅
−
−−−
kRgewähltkR
kRgewähltkR
V
As
V
As
s
V
As
V
As
V
As
V
As
nFnFHz
nFnFnFnF
CCf
CCbCaCaR
darausichergibtistaufgelöstR
enWiderständdennachdiechungerungsgleiDimensionideranhandchtenvergleiKoeffizienDurch
nFCGewählt
nFnFa
bCC
a
b
C
C
CvonBestimmung
nFCGewählt
nFV
AsA
Vk
s
RRCCRR
CvonBestimmung
kRRGewählt
g
12:29,12
24:35,24
10330104701
154
10330104704128,04104701402,1104701402,1
330470154
3304704128,044701402,14701402,1
4
4
:,
,
470:
13,4191402,1
4128,04330
²
4
²
4
:
330:
42,302104,302
40
1010097,12
40
10097,12
)()(
:
20:
22
11
99
992
929
22
21
2122
12
212
21
21
1
22
221
2
2
1
2
1
2
9
333
21
222212
2
21
π
π
π
αα
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 50 -
( )
V
As
V
As
s
V
As
V
As
V
As
V
As
nFnFHz
nFnFnFnF
CCf
CCbCaCaR
darausichergibt
istaufgelöstRnachdiechungerungsgleiDimensionideranhandchtenvergleiKoeffizienDurch
nFCGewählt
nFV
As
A
V
A
V
V
Ass
kknF
s
CRRCCCRR
CvonBestimmung
nFCGewählt
nFV
AsA
Vs
k
s
RRCCRR
CvonBestimmung
kRRGewählt
OrdnungeFilterstufdererungDimensioni
Schritt
g
⋅⋅⋅⋅⋅⋅⋅
⋅⋅⋅⋅⋅⋅⋅−
⋅⋅±⋅⋅⋅=
=⋅⋅⋅
⋅⋅⋅−⋅±⋅=
⋅
⋅⋅−⋅±=
=⇒
=⋅
=⋅⋅⋅
⋅⋅⋅⋅=Ω⋅Ω⋅
⋅=⋅⋅
=⇒⋅⋅⋅=
=⇒
=⋅
=⋅
⋅⋅=Ω
⋅=+
=⇒⋅+=
Ω==
−−
−−−−
⋅
−
−−−−
−
−−−
99
992
929
22
43
4332
32
333
43
43
3
9
33933
443
3343433
3
4
9
333
21
244433
4
43
10150106801
154
10150106803245,04106806216,010680621,0
150680154
1506803245,046806216,06806216,0
4
4
:
,,
680:
83,5731083,573
2020150
10101010442,3
2020150
10443,3
:
150:
87,1641087,164
40
1010595,6
40
10596,6
)()(
:
20:
).2(.5
:.5
π
π
π
ββ
αα
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 51 -
Abb. 4.15
299
299
2929
10150106801
154
10150106803245,04106806216,010680621,0
⋅⋅⋅⋅⋅⋅
⋅⋅⋅⋅⋅⋅−
⋅⋅±⋅⋅⋅=
−−
−−−−
V
As
s
V
As
V
As
V
As
π
A
VR
A
VR
V
As
s
96,1208886,319061
922,1
109045,1108,42243
11
79
==⇒
⋅⋅
⋅±⋅=
−
−−
Ω=⇒
Ω=⇒
kRgewählt
kRgewählt
12:
33:
4
3
4.1.12 Nachverstärkung
Während im Modul des Instrumentations-
verstärkers bereits eine Vorverstärkung des
Signals erfolgte, wird im letzten Teil der
Messschaltung die Nachverstärkung (Leis-
tungsverstärkung) vorgenommen.
Hierbei handelt es sich um einen nichtinver-
tierenden Verstärker. Das Signal wird durch
einen Spannungsteiler auf den invertieren-
den Eingang des OPV zurückgekoppelt
wodurch die Ausgangsspannung verstärkt
wird. Der Verstärkungsfaktor wird durch das Verhältnis der beiden Widerstände 1R
und 2R bestimmt. Das Eingangssignal ist phasengleich mit dem Ausgangssignal.
Da der Ausgangswiderstand des nichtinvertierenden Verstärkers sehr niederohmig ist,
wirkt die Schaltung wie eine Spannungsquelle, sodass das Biosignal direkt weitergeführt
werden kann (z.B.: Oszilloskop, Soundkarte vom Laptop, Mikrocontroller oder AD-
Wandler, usw.)
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 52 -
Abb. 4.16
Steht das Poti auf Ω= kRPoti 0 , gilt: Steht das Poti auf Ω= kRPoti 100 , gilt:
Messungen mit einem Oszilloskop zeigten, dass eine mittlere Schleifenposition des Potis
optimale Ergebnisse lieferte. Größere Verstärkungen führten zur Übersteuerung des OPV.
4.1.13 Die Spannungsversorgung
Zum Betrieb der Messschaltung und
der einzelnen OPV ist eine
symmetrische Spannungsversorgung
erforderlich.
Die beiden Widerstände arbeiten als
Spannungsteiler und erzeugen +4,5V
und -4,5Volt. Am Ausgang des
Spannungsfolgers kann der „virtuelle
Ground“ abgegriffen werden. Die Schal-
tung erreicht ihre Grenzen, so bald der Ausgangsstrom des OPV überschritten wird. Da
für die Messschaltung zwei verschiedene Spannungsquellen benötigt werden, wird der
abgebildete Schaltplan zweimal in die Messanordnung integriert
4.1.14 Ausgang / Anzeige / Messpunkte
Um das Ausgangssignal der Messkette anzuzeigen, besitzt die Schaltanordnung zwei
Ausgänge. 1. Ein Anschluss in Form von zwei Labor-Buchsen ( für „Bananenstecker“
jeweils für Signalanschluss und GND), um das Signal mit einem Oszilloskop zu verbin-
den. 2. Eine Klinkenbuchse, um das Signal mit der Soundkarte eines Laptops zu verbin-
den.
10011
10001
1
max
2
1max
=Ω
Ω+=
+=
k
kv
R
Rv
1,101001
10001
1
max
2
1max
=Ω+Ω
Ω+=
++=
kk
kv
RR
Rv
Poti
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 53 -
Abb. 4.17
Darstellung der Messpunkte:
Wie Abb. 4.17 zeigt, können einzelne Module aus dem Messkreis ausgekoppeln bzw.
hinzugeschaltet werden. An den jeweilige Messpunkte kann die Art und Weise der Sig-
nalverarbeitung gemessen werden. Außerdem besteht die Möglichkeit über S1 ein exter-
nes Signal einzuspeisen, um so die Funktion und Wirkweise einzelner Module noch deut-
licher zu veranschaulichen und um z.B. die Bandsperre auf die 50Hz Sperrfrequenz zu
eichen.
.
InAmp mit integr.Hochpass
und DRL
Nachverstärkung Optokoppler Tiefpass Bandsperre Anzeige
+
-
HzfTp 15=Hzfr 50=
A B C D E F
+
-
offset
Offset-Regelung
S1
externes Testsignal
S2 S3 S4
Signaleingang
Messpunkt I Messpunkt III Signalausgang Messpunkt IV Messpunkt II
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 54 -
Abb. 4.18
4.1.15 Gesamtschaltung
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 55 -
Abb. 4.23
4.2 Messergebnisse
50Hz Kerbfilter
15Hz Tiefpass
0,04 Hz Hochpass
15Hz Hochpass
50Hz Kerbfilter
15Hz Tiefpass
0,04 Hz Hochpass
15Hz Hochpass
50Hz Kerbfilter
15Hz Tiefpass
0,04 Hz Hochpass
15Hz Hochpass
50Hz Kerbfilter
15Hz Tiefpass
0,04 Hz Hochpass
15Hz Hochpass
50Hz Kerbfilter
15Hz Tiefpass
0,04 Hz Hochpass
15Hz Hochpass
Abb. 4.22
Abb. 4.20
Abb. 4.21
Abb. 4.19
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 56 -
Spannung: 1 V pro Raster Zeit: 100 ms pro Raster
P-Welle
ca. 0,2 mV
R-Zacke
U-Welle
S-Zacke
Q-Zacke
T-Welle
Abb. 4.24
Die dargestellten Messergebnisse zeigen die unterschiedlichen Auswirkungen der Filter
auf das Messsignal. Deutlich wird, dass die Filtermodule der dimensionierten Messschal-
tung notwendig sind und wesentlichen Einfluss auf das endgültige Messergebnis haben.
In Abb. 2.24 sind die betreffenden Wellen und Zacken der EKGs markiert und es lässt
sich deutlich ein Vergleich zum idealisierten EKG Verlauf ziehen. Festhalten lässt sich,
dass Abweichungen des idealisierten Kurvenverlaufs in erster Linie durch die Positionie-
rung und die Haftung der Elektroden verursacht werden. Sind die Elektroden falsch an-
gebracht, wird das Messergebnis verfälscht. Ist das Hautgewebe dicker bzw. behaart oder
fettig, reduziert sich die Leitfähigkeit erheblich. Auch das Kontaktgel auf den Elektroden
verbessert das Messergebnis in solchen Fällen nicht wesentlich.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 57 -
Abb. 4.26
Abb. 4.25
Abb. 4.27
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 58 -
Abb. 4.28
Abb. 4.29
4.3 Messschaltung in Form eines kompakten Messgerätes
Um auch den handlichen
Gebrauch der Messschaltung
darzustellen, wurde die ent-
wickelte Messanordnung stark
verkleinert auf einer 50x80mm
großen Platine aufgebaut. Statt
des diskret aufgebauten InAmp,
wurde ein integrierter Schaltkreis
vom Typ AD620 (ca. 5,90€ bei
Reichelt-Elektronik) verwendet.
Außerdem wurde auf die galva-
nische Trennung verzichtet,
sodass nur eine Spannungsquelle
erforderlich ist. Über ein Poti kann der Verstärkungsgrad der Nachverstärkung eingestellt
werden. Statt einer aktiven 50Hz Kerbfilter wurde ein passiver Kerbfilter eingebaut. An-
gezeigt wird das Messergebnis auf einem mobilen Oszilloskop (DSO nano). Dieses ak-
kubetriebene Messgerät zeichnet sich durch seine handliche Größe aus und ist in der La-
ge, das EKG-Signal deutlich und präzise darzustellen und zu speichern.
Entwicklung und Dimensionierung der EKG-Messschaltung - 59 -
Abb. 4.29
Schaltplan :
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 60 -
Abb. 5.1 Abb. 5.2
Abb. 5.4 Abb. 5.3
5 Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers
Der Puls lässt sich optisch im Durchlicht- oder im Auflichtverfahren messen. Im Testauf-
bau lieferten beide Methoden Ergebnisse, jedoch reagierte die Messung mit dem Durch-
lichtverfahren wesentlich präziser bei dickerem Hautgewebe. Abb. 5.2 zeigt den Sensor
der in eine Holzklemme integriert ist. Hier wird der Pulsschlag mittels Durchlichtverfah-
ren gemessen. In Abb. 5.3 ist der Sensor der Auflichtmethode zu erkennen, bei dem ein
Finger einfach auf die Sensoroberfläche aufgelegt werden muss und die gesendete Licht-
wellen entsprechend reflektiert werden. Realisiert wurde letztendlich die Messschaltung
mittels Durchlichtverfahren.
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 61 -
Abb. 5.5
Messtechnische Anforderungen an den Pulszähler
- Nur kleine Signaländerungen am Sensor müssen trotz des bestehenden Gleichlichtan-
teils präzise registriert werden.
- Durch den erforderlichen hohen Verstärkungsgrad führen Störsignale die zB. durch
Fremdlicht oder elektromagnetische Störeinkopplungen verursacht werden, zu einer Ver-
zerrung des eigentlichen Messsignals
-Aus einem sinusförmigen Messsignal muss ein Rechtecksignal generiert werden, um den
Pulsschlag zu zählen.
Messtechnisch betrachtet handelt es sich bei der Pulsmessung um ein periodisches Signal,
dass jedoch nicht sinusförmig ist. In seinem zeitlichen Verlauf beschreibt das gemessene
Signal die Volumen-Druck Änderung von Arterien und ist in seinem Verlauf „nichthar-
monisch“ 90
5.1 Blockschaltbild
90 Vgl., HUSAR, 27.
Strom-Spannungs-Wandler
Hochpass Tiefpass Komparator Pulszähler Anzeige
+
-
HzfHp 15,0= HzfTp 5,5=LEDInfrarot
IC 4033
.tFotowiders
Pulssensor
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 62 -
Abb. 5.6
5.2 Entwicklung und Dimensionierung des Pulsmessers
Um das Pulssignal aufnehmen zu können, ist die richtige Abstimmung des Sensors
grundlegend. Als Lichtquelle des Sensors dient hier eine helle rote LED, die Licht mit
einer Wellenlänge von 660nm erzeugt und durch das Hautgewebe sendet. LEDs haben
den Vorteil einer geringen Stromaufnahme und einer kompakten Baugröße. Zur Messung
des Lichtanteils, der nicht von den Blutkörperchen absorbiert wird, wurde ein Fotowider-
stand verwendet, der zusammen mit einem nach Masse geschalteten Widerstand einen
einfachen Spannungsteiler darstellt.
Bei ersten Testschaltungen wurde versucht, das schwache Pulssignal durch einen entspre-
chend hohen Verstärkungsgrad so zu verstärken, sodass der OPV übersteuert wird und
direkt ein Rechtecksignal erzeugt. Dies
hätte den Vorteil, dass nur wenige Bau-
teile verwendet werden müssen. Es zeig-
te sich jedoch sehr schnell, dass dieser
Ansatz zu mangelhaften Ergebnissen
führt (siehe Abb. 5.6). Zwar konnte ein
Pulssignal gemessen werden, welches
jedoch zur weiteren Verarbeitung es in
dieser Form nicht verwendet werden
konnte. Das Pulssignal fällt bei jeder Testperson (aufgrund versch. Gewebedicke und
Struktur der Haut) unterschiedlich aus. Zusätzlich beeinflussen hochfrequente Störungen
die Bildung des Rechtecksignals erheblich. Im weiteren Versuchsaufbau zeigte sich, dass
die Aufteilung der Verstärkung des Pulssignals auf mehrere Stufen bessere Ergebnisse
lieferte. Zwischen den Verstärkerstufen glättet ein passiver Tiefpassfilter das Pulssignal.
Zur Unterdrückung des Gleichlichtanteils im Pulssignal dient jeweils ein Kondensator,
der vor die beiden OPV geschaltet wird. Da das Pulssignal häufig unregelmäßig ausfällt,
soll durch die Verwendung eines monostabilen Multivibrators eine Impulsbreite festge-
legt werden, um somit dem Pulszähler ein regelmäßiges und eindeutig definiertes Signal
zukommen zu lassen.
5.2.1 Der Pulssensor
Sensor und Empfänger sind mit einer Klammer am Finger befestigt. Zum einen wird da-
durch der Querschnitt der Arterien vergrößert. Und zum anderen werden so während der
Erschlaffungsphase (Diastole) die Blutkörper (Erythrozyten) aus der Arterie herausge-
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 63 -
Abb. 5.7
Abb. 5.8
Abb. 5.9
presst. Hierdurch können mehr Photonen das Gewebe
passieren, sodass ein größerer Spannungsabfall über
dem Fotowiderstand anfällt.
Die Leitungen der LED und des Sensors werden durch
ein geschirmtes USB-Kabel an die Holzklemme ge-
führt. Der Fotowiderstand 1LDR und der Widerstand 2R
bilden zusammen einen Spannungsteiler. Das Signal
wird abgegriffen und über das USB-Kabel zur Mess-
platine geführt.
5.2.2 Verstärkerstufen
Die Verstärkung des Pulssignals erfolgt durch zwei hintereinander geschaltete invertie-
rende Verstärker. Da bei dickerem Hautgewebe das Signal schwächer ausfällt, kann der
Verstärkungsgrad des zweiten Verstärkers über ein
Poti variieren werden. Während die erste
Verstärkerstufe das Pulssignal 100fach verstärkt
(siehe Abb. 5.8), wird durch die hohe
Gesamtverstärkung der zweite Verstärker
übersteuert und erzeugt somit ein Rechtecksignal.
Verstärker I:
10010
1000
3
41 =
ΩΩ=−=
k
k
R
Rv
Abb. 5.9 zeigt das bereits 100 fach verstärkte Pulssignal in seinem Verlauf
t
U max. Lichtdurchlässigkeit
max. Absorption der Blutkörperchen
Signal
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 64 -
Abb. 5.10
Abb. 5.10
Abb. 5.11
Abb. 5.11
Verstärker II:
50010
5000
6max2 =
ΩΩ=−=
k
k
R
Rv Poti
5.2.3 Tiefpass
Der Tiefpassfilter wird durch ein RC-Glied realisiert und besitzt eine Sperrfrequenz von
Hzfr 56,5=
Die Kondensatoren, die den Gleichlichtanteil unterdrücken, werden jeweils vor die Sig-
naleingänge der Verstärker gesetzt und besitzen jeweils eine Kapazität von nFC 4703/1 =
5.2.4 Monostabiler Multivibrator
Zur stabilen Ansteuerung der Zählstufe wird die Pulsbreite des Rechtecksignals über ei-
nen monostabilen Multivibrator (MMV) eindeutig definiert. Die genaue Funktionsweise
und Dimensionierung eines MMV wird in Kap. 5.2.6 beschrieben. Die Abb. 5.11 zeigt
wie das Pulssignal in der Messkette verarbeitet wird, sodass am Ausgang der Messplatine
ein Rechtecksignal mit definierter Pulsbreite erzeugt wird.
Rechtecksignal mit variabler Pulsbreite
Rechtecksignal mit definierter Pulsbreite
Pulssignal (nichtharmonisch)
Hzs
V
As
A
VCRf r 56,5
156,5
223,12
10101
2
1 63
==⋅⋅
⋅⋅=⋅⋅
=−
ππ
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 65 -
Abb. 5.12
5.2.5 Das digitale Zählmodul
Das Zählmodul soll die Pulsschläge errechnen, die im Laufe einer festgelegten Zeit erfol-
gen. Da es unpraktisch erschien den Zähler eine Minute lang die Pulsschläge addieren zu
lassen, wurde durch Verwendung von zwei monostabilen Multivibratoren (mittels zwei
NE555 Bausteinen) eine Schaltung aufgebaut, die jeweils die Pulsschläge innerhalb von
10 Sekunden addiert. Die Summe wird 5 Sekunden lang über eine 7-Segment-Anzeige
wiedergegeben. Das Ergebnis muss dann mit 6 multipliziert werden, um auf die Puls-
schläge pro Minute zu kommen.
Der jeweilige Schaltzustand der beiden monostabilen Multivibratoren wird durch jeweils
eine LED angezeigt. Grundbaustein des Zählmoduls ist das IC 4033. Hierbei handelt es
sich um einen synchronen dekadischen Zähler mit integriertem 7-Segment-Dekoder.
Wichtig zu beachten ist, dass die Anschlüsse CE (Clock Enable = Taktfreigabe) und Re-
set während des Zählvorganges Low-Level erhalten müssen. Pin 5 (carry out) des ersten
IC 4033 (I), welches die Einerstellen addiert, wird mit der höherwertigen Zählstufe IC
4033 (II) verbunden. Die beiden Timer (MMV I und MMV II) haben die Funktion die
beiden Zählbausteine entweder in ihrem Zählvorgang anzuhalten oder sie zu reseten. Ein
OR-Gatter sorgt dafür, dass nach Ablauf des 15 Sekunden dauernden Impulses und dem
Zusammenfallen eines erneuten Pulssignals die beiden Timer erneut gesetzt werden und
die Pulszählung beginnt.
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 66 -
Pulssignal
MMV II
MMV I 10 s
15 s
Anzeige: ca. 5 s
Zeit in Sekunden
Verzögerung bis OR-Gatter Low-Level erreicht
Abb. 5.13
Aufgrund von Problemen mit eindeutigen Low-Pegeln für das Reseten wurde nach langer
Fehlersuche der Resetanschluss, der im Normalfall vom Ausgang des MMVII ausgehen
sollte, an den Kollektor der LED-Anzeige gelegt. Das Zählmodul wird auf Null zurück-
gesetzt, indem beide Reseteingänge ein High-Level erhalten. Dies ergibt Low-Level an
den Ausgängen a,b,c,d,e,f, sodass die 7-Segment-Anzeige Null anzeigt.
5.2.6 Schaltverhalten des monostabilen Multivibrators (MMV)
Die Impulsdauer des ersten MMV (I) beträgt exakt 10 Sekunden. Dies wurde mit Hilfe
eines Trimmpotis so genau wie möglich versucht zu kalibrieren. Abweichungen von we-
nigen Millisekunden sind dabei möglich, dürfen für diese nicht medizinische Anwendung
aber vernachlässigt werden. Das eingehende Pulssignal gelangt zunächst über das OR-
Gatter an beide Eingänge (jeweils Pin 2) der beiden MMV. Der Ausgang des MMV (I)
ist mit dem CE (Clock Enable) Eingang der ersten Zählstufe IC 4033 (I) verbunden. Der
Ausgang des MMV (I) bleibt auf High-Level für 10 Sekunden, der Ausgang des MMV
(II) dagegen für 15 Sekunden auf High-Level. Wie in der Grafik deutlich wird, ergibt sich
dadurch ein Zeitfenster von 5 Sekunden, in denen das gezählte Ergebnis angezeigt wird.
Der Zählvorgang ist innerhalb dieser Zeitspanne unterbrochen, das Ergebnis wird aber
erst nach Ablauf der 5 Sekunden resetet. Nach Ablauf der 15 Sekunden sendet MMV (II)
ein Low-Signal an das OR-Gatter. Mit dem Zusammenfallen dieses Low-Signals und der
abfallenden Flanke eines erneuten Pulssignals sendet das OR-Gatter ebenfalls ein Low-
Signal an die Eingänge der beiden Timerbausteine, die dadurch jeweils ihre Impulsdauer
von 10 Sekunden bzw. 15 Sekunden wieder aufnehmen.
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 67 -
Exkurs:
Funktion des Timerbausteins NE 555
Das Timer IC NE 555 besteht aus sechs Funktionsstufen, deren Funktionsweise lediglich
durch die äußere Beschaltung abhängig ist. Zwischen Pin 1 und 8 erzeugt ein Spannungs-
teiler bestehend aus drei gleich großen Widerständen zwischen GND und Vcc zwei Refe-
renzsspannungen (im Normalfall bU
3
1 und bU
3
2 ).
Zwei OPV die als Komparatoren arbeiten, erhalten jeweils eine der Referenzspannungen
und jeweils die Anschlüsse Threshold (Pin 6) und Trigger (Pin 2). Sie vergleichen die
Referenzspannung jeweils mit den Spannungen die an Threshold bzw. Trigger anliegen
und ändern ihre Ausgänge dementsprechend, sodass das Flip-Flop gesetzt oder zurückge-
setzt werden kann. Das Flip-Flop wird gesetzt, sobald die Spannung am invertierenden
Eingang des Komparators der an Pin 2 liegt kleiner ist als die Spannung am nichtinvertie-
renden Eingang (Trigger-Spannung muss 1/3 kleiner sein als Vcc). Gesetzt wird das Flip-
Flop demnach durch einen Low-Impuls am Trigger-Eingang. Der Low Impuls am Trig-
ger-Eingang muss dabei kleiner als die Im-
pulsdauer sein. Das Flip-Fop wird zurück-
gesetzt, sobald die Spannung am nichtinver-
tierenden Eingang des Komparators an Pin 5
und 6 größer ist als die Spannung am inver-
tierenden Eingang (Threshold-Spannung
muss dazu 2/3 größer sein als Vcc). Das
Flip-Flop wird somit über die beiden Kom-
paratoren gesteuert und speichert so den
jeweiligen Zustand des Timers. Pin 4 stellt
den Reset-Anschluss des Timers dar und setzt das Flip-Flop zurück. Dieser Anschluss
muss zum Betrieb des Timers ein High-Level erhalten. Die Ausgangsstufe an Pin 3
(Output Stage) besitzt zusätzlich eine Gegentakt-Ausgangsstufe aus bipolaren Transisto-
ren, die höhere Ströme am Ausgang ermöglichen sollen
Der Transistor an Pin 7 liegt mit seinem Kollektor am Discharge-Anschluss und ist
durchgeschaltet sobald der Ausgang an Pin 3 Low-Level erhält.
Abb. 5.14
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 68 -
Abb. 5.15
Die Funktionsweise der beiden im Pulszähler verwendeten monostabilen Multivibratoren
lässt sich anhand Abb. 5.15 erläutern. Im Wesentlichen bestimmen die Bauteile
11 CundR das Schaltverhalten des MMV. Sie bilden das RC-Glied, welches die Impuls-
dauer bestimmt. Die Betriebsspannung darf laut Datenblatt zwischen 4,5V und 18V lie-
gen und beträgt für den Pulszähler hier 9V.
Durch einen Low Impuls am Trigger-Eingang (Pin 2) sinkt die Spannung am invertieren-
den Eingang des ersten Komparators auf unter 1/3 Vcc, sodass durch den Komparator das
Flip-Flop gesetzt wird. Gleichzeitig ist der Kondensator, der vor den invertierenden Ein-
gang des zweiten Komparators geschaltet ist, geladen, sodass auf ihm die Spannung von
2/3 Vcc liegt (C2 verhindert zusätzlich ein Schwingen der Schaltung). Sobald sich nun
1C über die beiden Widerstände bis auf 2/3 Vcc aufgeladen hat, ist die Spannungsschwel-
le am nichtinvertierenden Eingang überschritten, sodass der Ausgang des zweiten Kom-
parators das Flip-Flop zurückgesetzt. Die Ausgangsstufe des NE555 erhält somit Low-
Level. Während des Low-Levels des MMV, entlädt sich 1C vollständig. Erst wenn über
den Trigger-Eingang ein neuer Low-Impuls zum Setzen des Flip-Flops erfolgt, wieder-
holt sich der Vorgang erneut. Die Grafik in Abb. 5.16 soll die jeweiligen Schaltzustände
verdeutlichen. Der erneute Low-Impuls erfolgt erst beim Zusammenfallen eines erneuten
Pulssignals und dem Signal des zweiten MMV, sobald dieser seine 15 Sekunden lange
Impulsdauer abgeschlossen hat.
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 69 -
Dimensionierung des MMV (I):
Der MMV (I) soll eine Impulsdauer von 10s erhalten. Für die Periodendauer gilt:
Für die Berechnung der Impulsdauer gilt:
111,1 CRi ⋅⋅=τ
Aus dem Produkt von1R und 1C ergibt sich die Zeitkonstanteauτ . Innerhalb jeder Zeit-
konstante lädt oder entlädt sich ein Kondensator um 63%. Bei 1,1=τ hat der Kondensa-
tor 2/3 seiner Ladekapazität erreicht.)91 Die Kapazität des Kondensators wurde mit
FC µ101 = gewählt.
Die folgende Berechnung zeigt die ungefähre erforderliche Kalibrierung des ΩM1 -Potis:
Ω=⋅=⋅⋅
⋅=⋅
=⋅
=⇒⋅⋅= kA
V
V
Ass
F
s
C
tRCRt s 9101091,0
101,1
1010
101,1
10
1,11,1 6
6
1
1011110 µ
pi ttT +=
Threshold-Eingang (Pin 6) (RC-Glied)
ti tp
Reset-Eingang am int. FF
Trigger-Eingang (Pin 2)
MMV II
2/3 Vcc
Vcc
0V
Low
Low
Low
0V
High
High
High Set-Eingang am int. FF
Q-Ausgang am int. FF
Ausgang Pin (3) MMV I
1/3 Vcc
Periodendauer T
10s 10s 10s 10s
15s 15s 15s 15s
Low-Signal t<1s
Abb. 5.16
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 70 -
Das Präzisionspotentiometer muss demnach auf ungefähr Ω= kRPoti 930 kalibriert wer-
den. Für den zweiten MMV, dessen Impulsdauer 15 Sekunden betragen soll, erfolgt der
Rechenweg auf die gleiche Weise. Da hier die Impulsdauer für das Messergebnis nicht
relevant ist wird satt des Potis ein Festwiderstand verwendet:
Ω=⋅=⋅⋅
⋅=⋅
=⋅
=⇒⋅⋅= MA
V
V
Ass
F
s
C
tRCRt s 36,11036,1
101,1
1015
101,1
15
1,11,1 6
6
2
1522215 µ
Aufgrund von Störungen des Eingangssignals wurde der Startimpuls an Pin 2 im Test-
aufbau nicht regelmäßig gegeben. Aus diesem Grund wurde eine Pullup-Widerstand zwi-
schen Pin 2 und +Ub von 15 kOhm eingebaut, durch den das Eingangssignal an Pin 2 auf
einen konstanten Pegel gesetzt wird. Diese Maßnahme verbesserte die Stabilität der
Schaltung deutlich!
Pulsschlag: 17 x 6 = 102 bpm
91 Vgl., SCHNABEL, Patrick, Elektronik-Fibel, Norderstedt 2007, 61.
Abb. 5.17
Entwicklung und Dimensionierung des Pulszählers - 71 -
Abb. 5.18
5.2.7 Gesamtschaltung
Ausgabe und Anzeige des EKG-Signals durch Software - 72 -
Abb. 6.1
6 Ausgabe und Anzeige des EKG-Signals durch Software
Über einen Klinkenstecker wird das EKG-Signal an den Audioeingang der Soundkarte
geführt. Sollte die EKG-Messschaltung im Unterricht eingesetzt werden, ist die Darstel-
lung der Herzkurve am Laptop aus folgenden Gründen sinnvoll:
1. Nicht alle Schulen besitzen ein Oszilloskop. Der einfache Anschluss des Aus-
gangssignals der Messschaltung an den Mikrofoneingang der Soundkarte des Lap-
tops stellt eine simple Alternative dar.
2. Zusätzlich wird durch den Akkubetrieb des Laptops ein weiterer Sicherheitsaspekt
erfüllt
3. Die Aufzeichnungsdauer des EKG ist praktisch unbegrenzt, da die verwendeten
Aufnahmeprogramme keine Aufzeichnungsbegrenzung beinhalten.
6.1 Audacity
Als Software bietet sich das einfache und kostenlose Aufnahmetool „Audacity 1.2.6“ an,
dass im Rahmen eines Open-Source-Projekts entwickelt wurde. Es besitzt die Möglich-
keit eingehende Signale vom Mikrofoneingang aufzuzeichnen und vielseitig zu bearbei-
ten. Es können Hoch- und Tiefpassfilter und Signalverstärkungen aktiviert werden. Zu-
sätzlich verfügt das Programm über eine Rauschunterdrückung. Durch Einzoomen des
Signalverlaufs kann die Herzkurve vergrößert und einzelne Abschnitte genauer analysiert
werden.
Ausgabe und Anzeige des EKG-Signals durch Software - 73 -
Abb. 6.2
Abb. 6.3 Abb. 6.4
6.2 EKG Monitor V1.0 SRC (Java)
Eine weitere Aufzeichnungssoftware ist das ebenfalls kostenlose Java Programm „EKG
Monitor V1.0 SRC“, welches speziell zur Aufzeichnung von Biosignalen entwickelt wur-
de. Hier lassen sich noch deutlicher Veränderungen im Signalverlauf registrieren, da
Bandsperren, Hoch- und Tiefpassfilter individuell angepasst und aktiviert werden kön-
nen. Die Herzkurve wird dabei in der oberen Anzeige als unbearbeitetes Eingangssignal
dargestellt, während in der unteren Anzeige das gefilterte und entstörte Signal aufge-
zeichnet wird. Darüber hinaus kann der Herzschlag pro Minute automatisch ermittelt
werden.
6.3 USB-Mini-Scope-Modul
Als weitere Alternative bietet sich das preiswerte „USB-Mini-Scope Modul“ von ELV
an. Es lässt sich per USB-Verbindung an den Laptop anschließen und zeichnet durch die
beigelegte Software das EKG in sehr guter Qualität auf.
Anhang iii
Quellen
Fachliteratur
- HUSAR, Peter, Biosignalverarbeitung, Heidelberg 2010.
- LATHE, Wolfgang, Duden – Nervensystem und Sinnesorgane, Mannheim 2005.
- CAMPBELL, Neil A. / REECE, Jane B., Biologie, München 2006.
- SCHNABEL, Patrick, Elektronik-Fibel, Norderstedt 2007.
- PROBST, Wilfried / SCHUCHARDT, Petra (Hrsg.), Duden – Abiturwissen Biologie, Mannheim
2007.
- TIETZE, Ulrich / SCHENK, Christoph, Halbleiter-Schaltungstechnik, Heidelberg 2002.
- ZASTROW, Dieter, Elektronik, Braunschweig 2002.
- ZASTROW, Dieter, Elektrotechnik, Wiesbaden, 2010.
- BOROCKI, Hans, Schülderduden Chemie – Ein Sachlexikon der gesamten Schulchemie, Mey-
ers Lexikon, Mannheim 1995.
Internetquellen
- BEIS, Uwe, „Rauschspannung bei Widerständen“, http://www.beis.de/Elektronik/Nomograms/R-Noise/ResistorNoise.html, abgerufen am 01.12.2011. - BRAUN, Hans A., Skript zur Vorlesung Physiologe für Psychologen, WS 02/03 „Berechnung
Membranpotential“, http://www.clabs.de/Physio%20f%FCr%20Psychos%20Membranpotentiale.pdf,
abgerufen am 05.01.2012.
- KLEINDIENST, Ralf, „EKG-Grundkurs“,
http://www.grundkurs-ekg.de/ableitung/ableitung2.htm, abgerufen am 20.12.2011.
- SCHAERER, Thomas, Elektronik-Minikurse - Echter Differenzverstärker IV, Elektronik- Kompendium, http://www.elektronik-kompendium.de/public/schaerer/diffemg.htm, abgerufen am 01.12.2011.
Anhang iv
- VDE Verband der Elektrotechnik Elektronik Informationstechnik e.V., http://www.vde.com/de/fg/dgbmt/arbeitsgebiete/fachausschuesse/bsi/schwerp/Seiten/Start.aspx,
abgerufen am 11.01.2012.
- Pfelgewiki, „Puls“, http://www.pflegewiki.de/wiki/Puls, abgerufen am 20.11.2011. - Wikipedia, „Ruhemembranpotential“, http://de.wikipedia.org/wiki/Ruhemembranpotential, abgerufen am 11.01.2012. - Wikipedia „Aktionspotential“, http://de.wikipedia.org/wiki/Aktionspotential, abgerufen am 11.01.2012. - Wikipedia, „Herz“, http://de.wikipedia.org/wiki/Herz, abgerufen am 15.12.2012.
Datenblätter und Herstellerangaben
- Analog, Tutorial „MT-70“, http://www.analog.com/static/imported-files/tutorials/MT-070.pdf, abgerufen am 11.01.2012. - Datenblatt Diode 1N4148, http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/rohm/1n4148.pdf, abgerufen am 15.012.2011. - Datenblatt des Burr-Brown InAmp „INA111“, http://www.ti.com/lit/ds/symlink/ina111.pdf, abgerufen am 01.12.2011. - Datenblatt des Burr-Brown InAmp „INA121“, http://www.ti.com/lit/ds/symlink/ina121.pdf, abgerufen am 01.12.2011. - Datenblatt des Optokopplers „IL300“, http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/siemens/IL300.pdf, abgerufen am 22.11.2011. - National Semiconductor, Linear Brief 5, “High Q Notch Filter”, http://www.national.com/ms/LB/LB-5.pdf, abgerufen am 22.11.2011.
Abbildungsverzeichnis Abb. 2.1 Nervenzelle,
http://www.drgumpert.de/uploads/pics/Abbildung_Nervenzelle_03.jpg, abge-rufen am 15.12.2011.
Abb. 2.2 Aktionspotential, http://pharmakologie.files.wordpress.com/2009/03/491px-aktionspotential_svg.png?w=604, abgerufen am 15.12.2011.
Abb. 2.3 Weiterleitung AP, http://de.wikipedia.org/w/index.php?title=Datei:Resistance_and_capacitance_of_membrane.svg&filetimestamp=20110724204606, abgerufen am 15.12.2011.
Anhang v
Abb. 2.4 Saltatorische Erregungsleitung, http://de.wikipedia.org/w/index.php?title=Datei:Saltatorische_Erregungsleitung.svg&filetimestamp=20101117191027, abgerufen am 12.12.2011.
Abb. 2.5 Ableitung nach Einthoven, http://www.onmeda.de/arztbesuch/untersuchung_behandlung/ekg.html?gfx=3,abgerufen am 11.12.2011.
Abb. 2.6 Ableitung nach Goldberger, http://www.onmeda.de/arztbesuch/untersuchung_behandlung/ekg.html?gfx=4, abgerufen am 11.12.2011.
Abb. 2.7 Ableitung nach Wilson, http://www.neurop.ruhr-uni-bochum.de/Praktikum/anleit2/prakt.html#318, abgerufen am 11.12.2011.
Abb. 2.8 Drei Punke Ableitung http://www.grundkurs-ekg.de/monitoring/ekg3.jpg, abgerufen am 11.12.2011.
Abb. 2.9 EKG-Kurve, http://www.praevention-portal.de/images/wekgnormal.jpg,
abgerufen am11.12.2011. Abb. 3.1 Elektrode-Ersatzschaltbild: Eigene Zeichnung Abb. 3.2 Foto Elektrode I Abb. 3.3 Foto Elektrode II Abb. 3.4 InAmp (diskret): Eigene Zeichnung Abb. 3.5 Störeinkopplungen, http://www2.hs-esslingen.de/~johiller/biosignale/pics/bios14.gif,
abgerufen am 15.12.2011. Abb. 3.6 Induktiv eingekoppelte Störungen: eigene Zeichnung Abb. 3.7 Schnabel, Patrick, Elektronik-Kompendium, “Hochpass”,
http://www.elektronik-kompendium.de/sites/slt/0206171.htm, abgerufen am 17.12.2011.
Abb. 3.8 Schnabel, Patrick, Elektronik-Kompendium, “Hochpass”, http://www.elektronik-kompendium.de/sites/slt/0206171.htm, abgerufen am
17.12.2011. Abb. 3.9 Schnabel, Patrick, Elektronik-Kompendium, “Tiefpass”, http://www.elektronik-kompendium.de/sites/slt/0206172.htm, abgerufen am
17.12.2011 Abb. 3.10 Schnabel, Patrick, Elektronik-Kompendium, “Tiefpass”, http://www.elektronik-kompendium.de/sites/slt/0206172.htm, abgerufen am
17.12.2011 Abb. 3.11 Doppel-T-Filter: Eigene Zeichnung Abb. 3.12 Kerbfilter-50 Hz Notch Frequenzdiagramm,
http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/thumb/4/43/Notch_50Hz_audio_filter.svg/220px-Notch_50Hz_audio_filter.svg.png, abgerufen am 15.12.2011
Abb. 4.1 Blockschaltbild der Messkette: eigene Zeichnung Abb. 4.2 RFI-Protection Schaltplan: eigene Zeichnung Abb. 4.3 Instrumentationsverstärker diskret (Schaltplan): eigene Zeichnung Abb. 4.4 Offsetabgleich (Schaltplan): Eigne Zeichnung Abb. 4.5 Schirmung (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.6 DRL (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.7 Hochpass I (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.8 Hochpass II (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.9 Galvanische Trennung (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.10 Offset II (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.11 50Hz Notch-Filter passiv (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.12 50Hz Notch-Filter aktiv (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.13 Frequenzdiagramm
Anhang vi
Abb. 4.14 Tiefpass (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.15 Nachverstärkung (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.16 Spannungsversorgung (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 4.17 Darstellung Messpunkte (Blockschaltbild): Eigene Zeichnung Abb. 4.18 Gesamtschaltplan: Eigene Zeichnung Abb. 4.19 Oszilloskop Messsignal A Abb. 4.20 Oszilloskop Messsignal B Abb. 4.21 Oszilloskop Messsignal C Abb. 4.22 Oszilloskop Messsignal D Abb. 4.23 Oszilloskop Messsignal E Abb. 4.24 EKG-Analyse: Eigene Zeichnung Abb. 4.25 Eigenes Foto „EKG Demonstrationsmessgerät I“ Abb. 4.26 Eigenes Foto „EKG Demonstrationsmessgerät II“ Abb. 4.27 Eigenes Foto „EKG Demonstrationsmessgerät III“ Abb. 4.28 Eigenes Foto „Mobiles EKG I“ Abb. 4.29 Eigenes Foto „Mobiles EKG II“ Abb. 4.30 Mobiles EKG (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 5.1 Pulsmessung – Durchlichtverfahren:
http://www.leifiphysik.de/web_ph09_g8/umwelt_technik/10pulsmessung/pulsmessung01.htm, abgerufen am 20.11.2011.
Abb. 5.2 Eigenes Foto Durchlichtsensor Abb. 5.3 Pulsmesser - Auflichtverfahren
http://www.conatex.com/mediapool/versuchsanleitungen/VAD_Physik_Pulsmesser.pdf, abgerufen am 2011.2011.
Abb. 5.4 Eigenes Foto Auflichtsensor Abb. 5.5 Blockschaltbild Pulsmesser: Eigene Zeichnung Abb. 5.6 Oszilloskop Messsignal „Pulssignal I“ Abb. 5.7 Pulssensor (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 5.8 Verstärker I (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 5.9 Oszilloskop Messignal „Pulskurve 100fach verstärkt“ Abb. 5.10 Verstärker II (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 5.11 Oszilloskop Messignal „Vergleich der Pulsform/breite“ Abb. 5.12 Blockschaltbild „Pulszähler“: Eigene Zeichnung Abb. 5.13 Zustandsdiagramm Pulszähler: Eigene Zeichnung Abb. 5.14 IC NE555 Schaltplan: Abb. 5.15 Timer MMV (Schaltplan): Eigene Zeichnung Abb. 5.16 Zustandsdiagramm MMV: Eigene Zeichnung Abb. 5.17 Foto Pulszähler Abb. 5.18 Gesamtschaltplan: Eigene Zeichnung Abb. 6.1 Sreenshot „Audacity“ Abb. 6.2 Sreenshot „EKG Monitor V1.0 SRC“ Abb. 6.3 Screenshot “USB-Mini Scope” Abb. 6.4 Foto USB-Mini-Scope-Modul von ELV:
http://www.elv-downloads.de/ bilder/artikel/Produkte/9/993/99335/Internet/ gross/99335_F01_GeUSB_Scope.jpg, abgerufen am 16.11.2011.
Anhang vii
Anhang
Platinenlayout (erzeugt durch „Sprint Layout 5.0“)
EKG Modul A EKG Modul B
Anhang viii
EKG Modul C EKG Modul D
Anhang ix
EKG Modul E EKG Modul F
Anhang x
Pulszähler
Pulsmesser
Anhang xi
Eidesstattliche Erklärung
Ich versichere, dass ich die vorliegende Arbeit ohne Hilfe Dritter und ohne Benutzung
anderer als der angegebenen Quellen und Hilfsmittel angefertigt und die den benutzten
Quellen wörtlich oder inhaltlich entnommenen Stellen als solche kenntlich gemacht
habe. Diese Arbeit hat in gleicher oder ähnlicher Form noch keiner Prüfungsbehörde
vorgelegen.
Münster, den 24.01.2012
Nachname: ________________ Vorname: ________________
Matrikelnummer: _______________ Unterschrift: ________________