Det teknisk-naturvidenskabelige fakultet Institut for ...

Det teknisk-naturvidenskabelige fakultet
Institut for Sundhedsteknologi
Frederik Bajersvej 7D2
9220 Aalborg
Tlf. 96 35 98 43

Titel:
Tema:
Elektrisk stimulator til afhjælpning
af dropfod
Medikoteknisk instrumentering
Projektperiode:
S3, efter˚arssemesteret 2003
Projektgruppe:
371
Deltagere:
Camilla Dremstrup Haubro
Christoffer Hejle Madsen
Henrik Waarsøe Nielsen
Marie Juul Hansen
Peter Brønnum Nielsen
Signe Rom Søndergaard
Tine Marie Toftgaard Madsen
Vejleder:
Morten Voss Fjorback
Oplagstal: 10
Sidetal: 0
Appendiks: 0
Bilag: 0
Afsluttet den 18. december 2003
2
Synopsis Denne rapport omhandler design
og implementation af en elektrisk stimulator
til afhjælpning af dropfod. For at
opstille krav til systemet vil den relevante
anatomi og neurofysiologi, samt tekniske
parametre blive gennemg˚aet.
Designet bliver implementeret og testet,
hvorefter det afprøves p˚a en testsperson.
Resultaterne bliver efterfølgende diskuteret
med henblik p˚a systemoptimering. Der
konkluderes til sidst, at stimulatoren er
i stand til at skabe en dorsal fleksion af
foden p˚a en testperson, ved aktivering af
m. tibialis anterior.
Abstract This report concerns design and
implementation of a functionel electrical
stimulator for treatment of drop foot. To
set up requirements for the system, relevant
anatomy, neurophysiology and technical
stimulation parametres will be discussed.
The design will be implemented, testet
and

Forord
Denne rapport er udarbejdet af gruppe 371 p˚a civilingeniøruddannelsen i Sundhedsteknologi
ved Det teknisk-naturvidenskabelige fakultet p˚a Aalborg Universitet.
M˚algruppen for denne rapport er studerende og ansatte indenfor sundhedsomr˚adet
med interesse for elektriske stimulatorer.
Rapporten vil starte med en foranalyse, der fører til en problemformulering
og en kravspecifikation. Herefter gennemg˚as den elektriske stimulator fra design
til implementering, for til sidst at konkludere om den byggede elektriske
stimulator opfylder de opstillede krav.
Det er gennem rapporten forudsat, at læseren har en grundlæggende viden
om anatomi og fysiologi indenfor følgende omr˚ader: Nerve, muskler og hud,
m˚alinger af hudimpedans, Udførte tests under opbygningen af den elektriske
stimulator, findes beskrevet i bilag. Der er desuden vedlagt en ordliste med ord
og begreber, som er fundet nødvendige at forklare bagerst i rapporten.
I rapporten er referencer og figurhenvisninger angivet b˚ade før og efter punktum.
St˚ar referencer eller figurhenvisninger før punktum, henvises der kun til
den ene sætning, de st˚ar i sammenhæng med. St˚ar de derimod efter punktum,
henviser de til det ovenst˚aende afsnit.Vi vil gerne takke vores vejleder Morten
Voss Fjorback for et godt samarbejde.
1

Henrik Warsøe Nielsen Peter Brønnum Nielsen
Marie Juul Hansen Signe Rom Søndergaard
Christoffer Hejle Madsen Tine Marie Toftgaard Madsen
Camilla Haubro
2

Indhold
1 Indledning 6
2 Foranalyse 8
2.1 Anatomi omkring dropfod . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8
2.2 Overførsel af elektrisk signal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
2.3 Impulsform . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11
2.4 Nerverespons p˚a FES . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13
2.5 Muskelkontraktion via FES . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15
2.6 Fordele og ulemper ved FES . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16
2.7 Forholdsregler ved FES . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17
2.8 Anvendelse af FES i dette projekt . . . . . . . . . . . . . . . . . 17
2.9 Problemformulering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18
3 Kravspecifikation 19
4 Systembeskrivelse 22
4.1 Metode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23
4.2 Implementation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24
5 Hælkontaktmodulet 25
5.1 Krav . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
5.2 Design . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25
5.3 Delkonklussion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28
6 Pulsgenereringsmodul 29
6.1 Krav . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
6.2 Design . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
6.2.1 555 timer . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29
6.2.2 Astabil multivibrator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 31
6.2.3 Monostabil multivibrator . . . . . . . . . . . . . . . . . . 32
6.2.4 Bestemmelse af ydre komponenter . . . . . . . . . . . . . 34
6.2.5 Genering til afladningspuls . . . . . . . . . . . . . . . . . 38
6.3 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39
7 Digitalstyringsmodul 41
7.1 Krav . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41
7.2 Design . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 41
3

7.2.1 Kontakt . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42
7.2.2 Digital 3-bit tæller . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 45
7.2.3 Regulering af amplituden . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51
7.2.4 Displayet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54
7.3 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 56
8 Reguleringsmodul 57
8.1 Krav . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57
8.2 Design . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57
8.3 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59
9 Afladningsmodul 60
9.1 Krav . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60
9.2 Design . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 60
9.2.1 Afladningsmodulets opbygning . . . . . . . . . . . . . . . 63
9.2.2 Det færdige afladningsmodul . . . . . . . . . . . . . . . . 64
9.3 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64
10 Diskussion 66
11 Konklusion 69
12 Perspektivering 71
I Appendiks 76
A Nerver 77
A.1 Neuroner . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 77
A.2 Hvilemembranpotentiale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78
A.3 Aktionspotentiale . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 79
B Muskler 82
B.1 Muskel opbygning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82
B.2 Muskelkontraktion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83
B.3 Irritationsprocessen og udtrætning af musklen . . . . . . . . . . . 86
B.4 Muskeltræthed . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88
B.5 Den mekaniske reaktion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88
C Hudimpedans 89
C.1 M˚aling af hudimpedans . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90
C.2 Modellering af elektrisk kredsløb . . . . . . . . . . . . . . . . . . 92
C.3 Kemiske reaktioner . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97
C.3.1 Irreversible reaktioner . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97
C.3.2 Reversible reaktioner . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97
D 1 99
4

II Bilag 102
E Test af den elektriske stimulator 104
E.1 Hælkontaktmodulet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104
E.1.1 Resultat . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 104
E.2 Signalgenereringsmodul . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105
E.2.1 Resultat . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105
E.3 Digitalstyringsmodul . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 108
E.3.1 Resultat . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109
E.4 Reguleringsmodul . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 109
E.5 Resultat . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110
E.6 Afladningsmodul . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 110
E.6.1 Resultat . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 111
E.7 Test p˚a person . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112
E.7.1 Metode . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112
E.7.2 Forventede resultater . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 112
E.7.3 Resultater . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 113
E.7.4 Konklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114
E.7.5 fejlkilder . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 114
5

Kapitel 1
Indledning
Elektrisk stimulation kan benyttes til genetablering af mistede kropsfunktioner,
deriblandt gang, gribefunktion, blærekontrol og hjerteproblemer, som kan være
opst˚aet p˚a grund af sygdom eller et ulykkestilfælde.
Form˚alet med funktionel elektrisk stimulation (FES) er at opn˚a en øjeblikkelig
kontraktion af glatte eller skeletale muskler via stimulation, som dermed
fører til bevægelse [Qui98]. Grundlæggende kan FES anvendes p˚a tre m˚ader;
direkte stimulation af en muskel, stimulation af afferente fibre, som p˚avirker
spinalrefleks eller stimulation af nedre motorneuron [Juu00]. Direkte stimulation
af en muskel er oftest ikke foretrukket, da den kraft der kan frembringes
forbliver lav og fordi der kræves stærke stimuli for at opn˚a en effekt [Qui98].
Nervestimulation er derfor en bedre løsning, men forudsætter at den perifere
nerve, der ønskes at stimulere, er intakt [Kra89].
I dette projekt er FES valgt til afhjælpning af den anatomiske dysfunktion
dropfod.
Dropfod er en tilstand med kraftnedsættelse i fodens og anklens muskler, og
konsekvensen heraf, er en nedsat evne til at dorsalflektere foden. Det normale
hæl-t˚a-mønster under gang besværes, da tæerne rører jorden før hælen, hvilket
giver risiko for at miste balancen og falde [Nor].
Beskadigelse eller sygdom i nervesystemet kan medføre dropfod. Af disse kan
nævnes apopleksi, rygmarvslæsioner, sklerose og perifer neuropati som følge af
f.eks. alkoholmisbrug eller diabetes [Neu]. Apopleksi er den hyppigste ˚arsag til
dropfod, og hvert ˚ar rammes 10.000 danskere af sygdommen [Hje]. 10-20% af
disse tilfælde medfører dropfod [ea02].
Symptomer p˚a dropfod ses ved, at musklerne p˚a forsiden af benet ikke kan
aktiveres. Skyldes dette nedsat nerveforsyning kan det være for˚arsaget perifert
eller centralt. Perifer skade vil betyde, at musklen er denerveret og at FES
kun kan benyttes til direkte muskelstimulation. Er skaden central, er oftest
kun det øvre neuron beskadiget, og selve innervationen af musklen er stadig
intakt. FES kan i dette tilfælde benyttes b˚ade til nervestimulation og direkte
muskelstimulation; i dette tilfælde vælges nervestimulation.[Qui98]
De konventionelle behandlingsmuligheder til afhjælpning af dropfod er blandt
andet en dropfodsskinne eller ankelbandage. N˚ar FES benyttes til afhjælpning af
dropfod, kan der enten anvendes indopererede eller overfladeelektroder. Stimu-
6

latorer med indoperede elektroder er under udvikling, og er derfor ikke tilgængelige
for patienter p˚a nuværende tidspunkt [Neu], s˚a i dette projekt anvendes
overfladeelektroder. Ved dropfod monteres den elektriske stimulator som regel
under knæet med velcrob˚and og sender, via elektroder, elektriske impulser ind
til n. peroneus.
Ud fra projektforslaget og indledning opstilles følgende initierende problem:
“Hvilke parametre skal der tages hensyn til under konstruktion og brug af
en funktionel elektrisk stimulator til afhjælpning af dropfod”?
7

Kapitel 2
Foranalyse
FES kan anvendes som et alternativ til den konventionelle behandling og rehabilitering
af dropfod. Princippet bag er at skabe en brugbar og kontrolleret
kontraktion i en muskel ved at trigge et aktionspotentiale i en intakt perifer motorisk
neuron med elektriske impulser.[Kra89] Kontraktionen kan efterfølgende
integreres i en funktionel aktivitet som f.eks. gang.
2.1 Anatomi omkring dropfod
Dropfod er en tilstand med kraftnedsættelse af fodens og anklens dorsalfleksorer
s˚aledes, at forfoden ikke kan løftes [Nor]. Dette er oftest tydeligt og mest
generende for patienten under gang.
Fodens og anklens dorsalfleksorer er m. tibialis anterior, m. ekstensor digitorum
logus, m. ekstensor hallucis longus og m. peroneus tertius, som alle innerveres
af n. peroneus profundus med udspring af nervegrene fra L4-S1.[BM99]
I dette projekt er stimulationen fokuseret p˚a m. tibialis anterior (figur 2.1).
Figur 2.1: M. tibialis anterior [Nør]
8

M. tibialis anterior er den største af fodens dorsalfleksorene, og den udspringer
hovedsageligt fra tibias latterale flade, og hæfter p˚a os cuneiforme og
ossismetarsalis I. Musklen har overvægt af type II muskelfibre og er derfor under
normale forhold en meget kraftfuld, men ikke udholdende muskel. M. tibialis anterior
deltager udover dorsalfleksion i inversion.[BM99] I tabel ??remg˚ar fakta
om m. tibialis anteriors totale antal muskelfibre samt motorenheder.
Antal
muskelfibre
Antal motoriske
enheder
Muskelfibre
pr. motorisk
enhed
m. tibialis ant. 250.000 450 560 15
Fysiologisk
tværsnitsareal
(cm 2 )
Tabel 2.1: Fakta omkring m. tibialis anterior. Modificeret [BM99]
Figur 2.2: Analyse af m. tibialis anterior under en del af gangfasen. Modificeret
[BM99]
Under normal gang er den primære rolle for muskelaktiviteten omkring anklen
at holde foden fri fra underlaget i svingfasen, stødabsorbering i hæl-i-sæt,
vægtoverførelse i standfasen og fremdrift i afsættet.[BM99] S˚a snart storet˚aen
slipper underlaget vil foden dorsalflektere og hovedsageligt vil m. tibialis anterior
holde denne stilling gennem hele svingfasen. Ved beskadigelse af dorsalfleksorene
vil gangen have tendens til at være præget af overdrevet fleksion i
hofte og knæ eller cirkumduktion af benet for at undg˚a, at tæerne støder mod
underlaget i svingfasen. Endvidere vil forfoden ramme underlaget først i modsætning
til det normale gangmønster, hvor hælen sættes i underlaget først. Selve
i-sættet af foden vil være ukontrolleret og foden falder til underlaget, da det
9

eksentriske arbejde af m. tibialis anterior ikke er til stede (figur 2.2).[BM99]
Figur 2.3: N. peroneus communis forløb i underbenet [Nør]
M. tibialis anterior innerveres som nævnt af n. peroneus profundus. N. peroneus
profundus er en forgrening af n. peroneus communis, der er en endegren
af den tykke n. isciadicus fra plexus sacralis. N. peroneus communis løber fra
bagsiden af l˚aret skr˚at bag knæet ned til caput fibula, hvor den distalt snor sig
omkring knoglen. Netop p˚a dette sted kan nerven palperes, da den ligger meget
overfladisk kun dækket af hud [BM99]. Kort herefter forgrener nerven sig i en
superficiel og en profund gren (figur 2.3). Den superficielle gren løber ned langs
den laterale side af underbenet til ankelleddet. Her forgrenes den for at dække
sensorisk innervation af oversiden af foden. N. peroneus profundus løber midt
p˚a forsiden af underbenet til ankelleddet og innerverer undervejs dorsalfleksorerne.
Efter ankelleddet innerverer den de korte ekstensorer p˚a fodryggen samt
et lille cutant omr˚ade mellem første og anden t˚a.[BM99]
Efter en gennemgang af relevant anatomi vedrørende dropfod, dorsalfleksorer,
m. tibialis anterior samt n. peroneus vil det efterfølgende omhandle en
analyse af impulssignaler, nerverespons og muskelkontraktion ved elektrisk stimulation.
10

2.2 Overførsel af elektrisk signal
De elektriske signaler, der via stimulation skal trigge et aktionspotentiale, p˚aføres
enten ved overflade eller implanterede elektroder. I denne rapport benyttes
overflade Ag/AgCl elektroder, best˚aende af et tyndt lag af sølv-klorid p˚a en
sølvelektrode. I det efterfølgende vil disse dække betegnelsen elektroder. P˚a
overgangen mellem elektrode og væv vil der ske en transformation fra elektrisk
strøm i elektrodens metaldel til ionstrøm i vævet.[Low00] Denne transformation
er en Faradisk strøm (appendiks ??). Transporten af ioner i vævet vil
efterfølgede p˚avirke nervemembranens hvilepotentiale og medføre en depolarisering,
hvis tærskelværdien for den p˚agældende nerve overskrides. Afgørende
faktorer for at stimulationsstrømmen, der benyttes, kan udløse et aktionspotentiale
er; elektrodernes størrelse og placering, hudimpedansen samt forskellige
stimulationsparametre, amplitude, pulsbredde og frekvens.[Lam]
Huden leder d˚arligt og kan antage en impedans p˚a op til 3.5MΩ [Ros88].
En høj hudimpedans er uhensigtsmæssig i forbindelse med stimulation og bør
derfor nedbringes ved, at kontakten mellem hud og elektroder optimeres. Dette
kan effektivt gøres ved at fjerne h˚ar samt afraspe og rense huden for fedt og
døde hudceller inden stimulation. Tilskrækkelig forberedelse af huden vil tilnærmelsesvis
ses som en lineær aftagende modstand udfra Coles model (appendiks
??).
Ved Faradisk strøm vil der forløbe irreversible eller reversible kemiske reaktioner.
De irreversible reaktioner inkluderer korrosion af elektroderne, skadelig
elektrolyse med H2 og O2 som produkter og biologiske redox reaktioner. De
reversible reaktioner forsager ikke nye skadelige produkter (appendiks ??).
2.3 Impulsform
Valget af impulsform til elektrisk stimulation st˚ar mellem monofasisk og bifasisk
impulsform. Den monofasiske firkantimpulsform er en ensrettet impulsform
med konstant amplitude fra start til slut (figur 2.4A). Den firkantede form p˚a
impulset skyldes hurtig omskiftning, n˚ar amplituden stiger og falder [Low00].
Hvis hastigheden af pulsens stigning er for langsom, vil nervemembranen kunne
n˚a at tilpasse sig ved at potentialet ved tæskelværdien ogs˚a øges.[Low00]
Den bifasiske impulsform er at foretrække, da den monofasiske for˚arsager de
kemiske irreversible reaktioner ved kun at lede ensrettet DC-strøm (appendiks
??). En bifasisk impuls er to modsatrettede impulser efter hinanden; en katodeog
en anodepuls. Den bifasiske impuls dæmper de kemiske reaktioner, der opst˚ar
under elektroderne, ved at strømmen hele tiden skifter retning [Chr00]. P˚a figur
2.4B, ses det, at der sker en lige veksling mellem katode og anodepulsen, s˚aledes
at arealet af den negative del er af samme størrelse som den positive del. Det
vil betyde, at det meste af den ladning, der bliver afsat i vævet af katodepulsen,
vil blive afladet af anodepulsen. En brugbar kontraktion af musklen ved denne
impulsform vil ikke forekomme, da kun f˚a fibre kan n˚a at trigges til depolarisering
[Chr00]. Den bifasiske impuls vil, som afbilledet p˚a figur 2.4B, ikke kunne
levere en tilstrækkelig amplitude, hvis f.eks. den maximale spænding er p˚a 60V
11

Figur 2.4: A: Monofasisk firkantimpuls B: Bifasisk firkantimpuls
fra peak til peak. Dette vil kun give 30V til hver af pulserne.
En løsning er at omdanne den symmetriske bifasiske impuls til en asymmertrisk
bifasisk impuls, med en ekspotentiel aftagende afladningsimpuls. Afladningsimpulsen
kan efterfølges med eller uden forsinkelse efter stimulationspulsen,
men ændringen i strømmen skal ske tilpas hurtig for at skabe ubalance i
ionerne omkring cellemembranen [Low00]. Normalt er anodepulsens amplitude
lavere og pulsbredden er længere end katodepulsen [Qui98].
12

Figur 2.5: A: Asymmetrisk bifasisk firkantimpuls med i projektet avendte parameterbetegnelser.
B: Asymmetrisk bifasisk pulstog.
Ved den bifasiske asymmetriske form vil de irreversible reaktioner blive reduceret
ved en anodisk puls. Den anodiske puls har betydelig mindre ladning
end katodepulsen og det bliver er derfor muligt at opn˚a en brugbar kontraktion
af musklen.[Qui98].
2.4 Nerverespons p˚a FES
Spændingspotentialet er lavere p˚a indersiden end p˚a ydersiden af et aksons
membran i hvile. Ved elektrisk stimulation vil ionstrømmen i vævet øge membranpotentialet.
Hvis membranpotentialet overstiger tærskelværdien for et p˚agældende
akson vil et aktionspotentiale blive trigget og udbrede sig langs aksonet [Qui98]
(appendiks ??). Katodeelektroden vil stimulere en nervefiber hurtigere end
anodeelektroden, da ydersiden af membranen er positiv ladet i hvile og derfor
nemmere lader tærskelværdien overskride ved øget negativitet [Low00]. For
at nervefibre skal depolarisere, kræver det at stimulationsstrømmen har en vis
amplitude og pulsen har en vis varighed [Qui98]. Figur 2.6 viser det indbyrdes
forhold mellem amplitude og pulsbredde, der skal til for stimulation af tre
forskellige nervetyper.
13

Figur 2.6: Amplitude-tidskurve for stimulation til tærskelværdi af sensoriske,
motoriske og smerteførende nerver [Low00]
Effektiviteten af stimuli er i følge figur 2.6 karrakteriseret ved den ladning
der afleveres og som er produktet af amplitude og tid [Pow]. Pulsbredden er
vigtig, fordi b˚ade membranen af aksonet og vævet mellem elektroderne ikke
kan ses som en ohmsk modstand, men som to modstande og en kondensator
(appendiks ??).
De cutanliggende sensoriske nerver trigges først, dernæst de motoriske nerver,
der aktiverer musklen og tilsidst de smerteførende nerver. Forskellen p˚a
de tre nervetyper er deres irritabilitetsgrad og skyldes, at diameteren og dermed
modstanden i de enkelte fibertyper ikke er ens [Low00]. Villigheden til at
depolariseres er omvendt proportional med tykkelsen af nerven [Chr00].
Amplituden bestemmer antallet af nervefibre, der stimuleres til depolarisation,
da øget amplitude betyder at nervefibre med højere tærskelværdi og nervefibre
lokaliseret længere væk fra elektroden kan trigges [Qui98]. Stimulation
med højere amplitude, end hvad der behøves, for at trigge aktionspotentialet
har dog ingen videre effekt p˚a de p˚agældende nervefibre [Low00].
Det indbydes forhold mellem amplitude og tid ophører for lange pulser,
da amplituden nærmer sig nervens rheobaseværdi. Rheobasen er den mindste
værdi, hvor nerven kan stimuleres ved uendelig pulslængde.[Low00] I praksis
regnes 1, 0ms som en uendelig længde, men i realiteten fremtræder rheobasen
ved 300µs for de motoriske nerver [Chr00]. Ved nervestimulation er det derfor
en fordel at stimulere under de 300µs [Pow].
For at trigge motoriske nervefibre skal pulsbredden varieres mellem 0.1ms
14

og 0.3ms (appendiks ??). Amplituden kan p˚a amplitude-tidskurven aflæses til
at være mellem 20mA og 60mA. Hvis dette overholdes, undg˚as stimulation af
de smerteførende nerver.
2.5 Muskelkontraktion via FES
En naturlig muskelkontraktion kan b˚ade aftage og tiltage gradvist i styrke alt
efter, hvor kraftigt musklen stimuleres. Dette skyldes, at de enkelte muskelfiberkontraktioner
foreg˚ar asynkront, og at musklen som helhed skaber en jævn
kontraktion.(appendiks ??) Ved at arbejde asynkront skiftes de enkelte muskelfibre
til at kontrahere, hvilket øger selve musklens udholdenhed. Stimuleringsstrømmen,
der anvendes til FES, m˚a tilpasses, s˚a den kommer til at ligne
den motoriske nerves m˚ade at stimulere musklen p˚a. Musklen reagerer ikke p˚a
konstant strøm, men derimod p˚a strømændringer [Low00]. Stimulationen bør
derfor ske ved pulstog og ikke ved konstant strøm.
Refratærperioden for en nerve har betydning for anvendelsen af et pulstog
til aktivering af en muskelkontraktion [Low00]. Det er i den relative refratærperiode
at et nyt aktions potentiale kan trigges i nerne og under en muskelkontraktion
kommer aktionspotentialerne hurtigt efter hinanden (appendiks ??).
En enkelt puls trigger en kort muskelsammentrækning, der varer maximalt
250ms [Fes]. Flere gentagende pulser vil kunne opn˚a en kraftigere og mere
tetanisk kontraktion (figur 2.7) (appendiks ??).
Figur 2.7: Spændingsudviklingen i en muskel. a: Enkeltkontraktioner b: Takket
tetaniskontraktion c: Tetanisk kontraktion [ea98]
Hvis et pulstog p˚aføres en motorisk nerve med én puls per sekund (pps),
15

vil resultatet blive en serie af muskeltics (figur 2.7a). Øges der til 10pps vil
responset være tremor af musklen (figur 2.7b). Yderligere forøgelse til f.eks
30pps vil f˚a musklen til at opn˚a en kontinuerligt og tetanisk kontraktion (figur
2.7c).[Low00]
En kontrolleret kontraktion handler s˚aledes om at opn˚a en passende hyppighed
af pulser, for at kunne udløse en tetanisk kontraktion. Generelt svarer
dette til en frekvens p˚a 25Hz eller derover [Mou98]. Frekvensen begrænses dog
ved, at musklen p˚a et tidspunkt mættes og dermed ikke kan øge muskelkraften
yderligere [Low00]. Endvidere trættes musklen hurtigere som følge af øget
frekvens [Qui98]. Ved at gøre amplitude og pulsbredde varierende kan kontraktionen
og kraftudviklingen kontrolleres alt efter musklens tilstand samt form˚alet
med kontraktionen [Fes].
Selv om et aktionspotentiale, som trigges af FES, ligner det, der udløses
fysiologisk, er der fundamentale forskelle i selve nerveaktiveringen.[Qui98] Som
en myeliniseret fiber er tærskelværdien for en neuron, der p˚aføres elektrisk stimulation,
omvendt propotional med neurones diameter [Qui98] (appendiks ??).
Dette betyder at nervefibrene, der forsyner de hurtige type II muskelfibre, stimuleres
først, da de har større diameter, end de nervefibre der forsyner de
langsomme type I muskelfibre.[Low00] Rækkefølgen for muskelaktiveringen med
FES bliver herved modsat af den fysiologiske rækkefølge og musklen vil trættes
hurtigere (appendiks ??).
Den fikserede og synkroniserede aktivering af muskelfibre p˚a grund af elektrodeplaceringen
samt den konstante stimulationsamplitude og pulsbredde, vil
medføre at det altid er de samme motoriske enheder der aktiveres. Dette vil ogs˚a
betyde hurtigere udtrætning af musklen, samt en reducering i den muskelkraft
der vil kunne opn˚as.[Qui98]
Hvordan muskelkontraktionen udvikler sig afhænger af, hvor tæt elektroderne
er p˚a nerven og tykkelsen af de nervefibre, der stimuleres. Selve styrelsen
af muskelkontraktionen vil være afhængig af antallet af nervefibre, der stimuleres,
som igen er afhængig af stimulationsstrømmens amplitude, pulsbredde og
kurveform. Højere amplitude og længere pulsbredde vil spredes mere i vævet
og derigennem aktivere flere nervefibre.[Low00]
2.6 Fordele og ulemper ved FES
Den primære ulempe ved brugen af FES, er at musklen hurtigt trættes [Kra89].
Andre ulemper ved FES er den generende og tidskrævende placering af elektroderne,
risikoen for forbrændingsskader samt at selve anvendelsesperioden er
tidsbegrænset.[Kra89] Endvidere er det svært at opretholde en passende selektiv
stimulation p˚a grund af elektrodernes areal dækker mere end nødvendigt i
forhold til stimulation af nerven.
P˚a trods af ulemper er FES tilskyndende til aktiv bevægelse og er et praktisk
hjælpemiddel i hverdagen. Med FES følger desuden ogs˚a andre forhold som
reducering af spasmer, atrofi og ledstivhed samt øget metabolisme.[Low00]
16

2.7 Forholdsregler ved FES
Hvad ang˚ar brugen af FES til nervestimulation, er der kun f˚a absolutte kontraindifikationer,
s˚asom perifer nervelæsion, osteoporose og svær spastisitet [Kra89].
Brugen af FES bør desuden overvejes i forbindelse med gravide og patienter
med f.eks. canser, epilepsi og pacemaker.[Car]
N˚ar et elektrisk apparat anvendes til behandlingen af mennesker bør sikkerheden
ogs˚a overvejes. For dette projekt er det relevant at tage forbehold
for et FES-apparat, der efter international sikkerhedsstandard tilhører Type
BF [Low00], hvor patienten der stimuleres er svævende i forhold til kredsløbet.
Dette betyder, at patienten ikke er forbundet til stel og dermed ikke er en
direkte del af det elektrisk kredsløbet [Bro03].
Patienten kan blive en direkte del af det elektriske kredsløb, hvis vedkommende
under stimulation kommer i kontant med stel og dermed danner en
resistiv sammenkobling med kredsløbet. Ved en resistiv sammenkobling mellem
patient og kredsløb vil en strøm løbe gennem kroppen og kan forvolde skade
alt efter amplitudestørrelse og vejen strømmen gennemløber kroppen [Bro03].
Passeres vitale dele som abdomen, hjerte og lunger, kan der for˚arsages hjerteflimmer,
ophør af respiration eller p˚a anden m˚ade være fatal.[Low00] I FESapparatet
med relevans for dette projekt vil forsyningsspændingen ikke overstige
60V , da dette foreskrives af laberatoriereglerne. Denne spændingsstørrelse vil
sjældent være dødelige [Bro03].
Efter gennemgang af forskellige parametre, der kan have inflydelse p˚a FES,
vil der i det følgende blive gennemg˚aet, hvorledes FES ønskes benyttet i praksis
i dette projekt.
2.8 Anvendelse af FES i dette projekt
Det forudsættes at dropfod er en dysfunktion som følge en øvre neuronskade
med en intakt n. peroneus communis.
Dropfoden ved patienten skal afhjælpes ved, at stimulere n. peroneus communis
s˚aledes, at foden er dorsalflekteret i hele svingfasen under gang. Den ene
elektrode (katoden) placeres p˚a huden tæt ved det sted, hvor nerven snor sig
omkring caput fibula. Den anden elektrode (anoden) placeres enten p˚a eller
lige lateralt for motorpunktet for m. tibialis anterior. Elektrodernes placering
justeres, s˚a anklens bevægelse og hæl-i-sættet bliver s˚a tæt p˚a normal som muligt.
Stimulationen ønskes synkroniseret med svingfasen og bestemmes derfor
af en trykfølsom modstand placeret under hælen p˚a den fod, hvor dropfoden
forekommer.
Tilpasninger af amplitude og pulsbredde tillader, at dorsalfleksionen kan
tilpasses den enkelte patient og dermed individuelle faktorer som spasitisitet og
muskeltilstand.
Denne gennemgang af den praktiske anvendelse af FES leder til selve problemformuleringen.
17

2.9 Problemformulering
Foranalysen danner grundlaget for, hvordan en stimulator designes og hvilke
overvejelser, der skal gøres i forhold til forskellige stimulationparametre og stimulatorens
praktiske anvendelse.
Det er nu muligt at opstille følgenede problemformulering:
“Hvordan designes og realiseres en funktionel elektrisk stimulator til afhjælpning
af dropfod?”
I dette projekt afgrænses funktionel elektrisk stimulator til at være en prototype
til afhjælpning af dropfod med batteridrevet spændingsforsyning og dropfod
til at være for˚arsaget af øvre motorneuronlæsion med intakt perifer nerve.
Som udgangspunkt sættes der ingen dimensionelle krav til stimulatorens
størrelse eller ydre design.
Efterfølgende vil en kravsspesifikation beskrive de opstillede krav til stimulatoren
og stimulationsparametrene.
18

Kapitel 3
Kravspecifikation
Stimulatoren skal fungere ved at generere periodiske elektriske pulser, der kan
frembringe muskelkontraktioner ved anvendelse af overfladeelektroder. Følgende
krav skal opstilles:
1. Forsyningsspændingen m˚a ifølge laberatoriereglerne ikke overstige 60V af
sikkerhedsmæssige ˚arsager.
2. Stimulationsformen skal være en firkantet asymmetrisk bifasisk impulsform
for at aflade den akkumulerede ladning mellem stimulationspulserne
og reducere de kemiske reaktioner, der sker i huden ved monofasisk stimulation.
Dermed undg˚as unødige hudirritationer og gener for patienten.
3. Antal pulser per sekund (pps) skal være justerbar med 20, 25 eller 30ms
(33, 40 eller 50Hz) mellem hver puls for at skabe en tetanisk muskelkontaktion.
Lavere pulsfrekvens vil resultere i en række muskeltics uden fuldstændig
kontraktion, og højere pulsfrekvens vil unødigt udtrætte musklen.
I forbindelse med dette krav vil der accepteres en afvigelse p˚a +/ − 5%
i det endelige design, da en tetanisk kontraktion indtræder allerede ved
40ms mellem hver puls [Mou98]. Dette medfører, at pulsfrekvensen vil
ligge i intervallerne vist i tabel 3.1.
Ideel pulsfrekvens Acceptabelt interval Afvigelse
20 ms mellem hver puls 19 - 21 ms mellem hver puls +/- 5%
25 ms mellem hver puls 23,8 - 26,3 ms mellem hver puls +/- 5%
30 ms mellem hver puls 28,5 - 31,5 ms mellem hver puls +/- 5%
Tabel 3.1: Accepterede pulsfrekvenser for den elektriske stimulator
4. Stimulationsstrømmen skal være variabel mellem 5 og 40mA for, at gøre
det muligt, at variere antallet af aktiverede muskelfibre og dermed kraften
af den samlede kontraktion. Stimulationsstrømmen p˚a de første niveauer
vil ikke have nogen funktionel effekt, og en stimulationsstrøm over 40mA
vil trætte musklen unødigt. Der vælges at stimulationsstrømmen skal varieres
med digital styring p˚a otte niveauer, visualiseret ved 0 til 7, p˚a et
19

LED-display, med lige store spring mellem hvert niveau. N˚ar stimulatoren
tændes skal niveauet starte ved 0 hver gang. Herefter kan der skrues op
til det ønskede niveau. Det antages at 8 stimulationsniveauer er passende
for at give brugeren mulighed for at tilvende sig fornemmelsen af elektrisk
stimulation gradvist. En afvigelse p˚a +/ − 5% for niveauerne 0-7
er acceptabelt. Dette medfører en stimulationsstrøm, der er acceptabel i
intervallerne vist i tabel 3.2.
Valgt stimulationspuls Acceptabelt interval Afvigelse
5 mA 4,8 - 5,3 mA +/- 5%
10 mA 9,5 - 10,5 mA +/- 5%
15 mA 14,3 - 15,8 mA +/- 5%
20 mA 19,0 - 21,0 mA +/- 5%
25 mA 23,8 - 26,3 mA +/- 5%
30 mA 28,5 - 31,5 mA +/- 5%
35 mA 33,3 - 36,8 mA +/- 5%
40 mA 38,0 - 42,0 mA +/- 5%
Tabel 3.2: Accepterede pulsbredder for den elektriske stimulator
Afvigelserne p˚a +/ − 5% er sat s˚aledes, at niveauerne ikke overlapper
hinanden og er derfor acceptable.
5. Pulsbredden skal varieres med 100µs, 200µs eller 500µs for at give mulighed
for at aktivere de motoriske nerver uden at aktivere smertereceptorer
eller have brug for utilgængeligt store spændingsforsyninger. Nedsættes
pulsbredden til under 100µs, stiger den stimulationsstrøm, der skal til,
for at aktivere de motoriske nerver, eksponentielt, hvilket vil kræve en
væsentlig højere spændingsforsyning end 60V , der er til r˚adighed. Øges
pulsbredden over 500µs vil mængden af den strøm, der er krævet for at
aktivere de motoriske nerver være konstant og pulsbredden bliver derfor
uden indflydelse p˚a aktiveringen. Desuden er muligheden for selektiv
nervestimulation bedst under 500µ. (figur 2.6 p˚a side 14) [Low00]. Pulsbredden
laves endvidere justerbar for at kompensere for at impedansen i
huden kan variere fra patient til patient. Der accepteres en afvigelse p˚a
+/ − 10% for alle pulsbreddemuligheder i designet af den endelige stimulator,
hvilket giver pulsbredder i intervallerne som vist i tabel 3.3.
Ønskede pulsbredde Acceptabelt interval Afvigelse
100µs 90 - 110µs +/- 10%
200µs 180 - 220µs +/- 10%
500µs 450 - 550µs +/- 10%
Tabel 3.3: Accepterede pulsbredder for den elektriske stimulator
En afvigelse p˚a +/ − 10% i pulsbredde vil ikke resultere i nedsat funktionalitet
af stimulatoren, da der ved en pulsbredde p˚a 90µs kræves 40mA
for at aktivere de motoriske nerver og ved en pulsbredde p˚a 550µs stadig
20

er en tærskelforskel p˚a cirka 10mA mellem aktivering af motoriske nerver
og smertereceptorer.
6. Afladningstiden fastsættes til 1ms. Ved en afladningstid p˚a 1ms m˚a strømmen
ifølge ikke overstige 40mA, for ikke at aktivere smertereceptorerne. Dette
medfører, at afladningspulsen i praksis skal have en mindre amplitude og
en længere pulsbredde end stimulationspulsen. Grænsen m˚a ikke overskrides
s˚a afvigelsen af adladningsamplituden fastsættes derfor til 0, 0%.
Grænsen for tiden af afladningspulsen defineres ikke nærmere, end at den
holdes under 1ms.
7. Aktivering af stimulatoren skal ske ved en hælkontakt, s˚a der kun stimuleres,
n˚ar foden er løftes fra jorden.
8. Et modelleret kredsløb for hudimpedans skal konstrueres til test af stimulatoren
inden anvendelse p˚a patienter. Hudimpedanskredsløbet skal laves
som et worst-case scenarie, s˚a det sikres at stimulatoren fungerer og at
alle krav opfyldes tilfredsstillende ved anvendelse p˚a alle patienter, uanset
anatomiske forskelle p˚a patienter.
9. Elektroderne skal placeres over n. peroneus og m. tibialis anterior, med
anoden over musklen og katoden over nerven. Dette skyldes, at nervens
ydre er negativ i forhold til dens indre og dermed opn˚as en hurtigere depolarisering
ved at sætte katoden over nerven. Dette medfører et hurtigere
aktionpotentiale opst˚ar, end hvis elektroderne placeres modsat.
10. Ved test af den elektriske stimulator p˚a en testperson er det et krav at stimulatoren,
gennem stimulation af n.peroneus, skal være i stand til at frembringe
en dorsal fleksion af foden, primært ved kontraktion af m.tibialis
anterior. Yderligere er det et krav at testpersonen ikke oplever uudholdelig
smerte eller ubehag under stimulationen.
21

Kapitel 4
Systembeskrivelse
Efter at have opstillet kravspecifikationen for stimulatoren, opdeles det følgende
design af systemet i moduler, hvor de enkelte in- og output defineres (figur 4.1).
Figur 4.1: Blokdiagram for den elektriske stimulator
Forsyningsspændingen leveres af seks 9-Volt batterier.
Hælkontaktmodul skal fungere som en afbrydelse af stimulationen, n˚ar
en trykfølsom modstand belastes.
Signalgenereringsmodul til stimulationspulsen, skal ifølge kravspecifikationen,
være variabel med 100µs, 200µs og 500µs. Tiden mellem stimulationspulserne
er fastsat til 20ms, 25ms og 30ms. Afladningspulsen skal, ligeledes
ifølge kravspecifikationen, fastsættes til 1ms. Begge pulser genereres af tre multivibratorer,
der sender signalet videre til det digitale kredsløb samt afladningmodulet.
Digitalstyringsmodul f˚ar input fra signalgenereringsmodulet og hælkontaken.
Det skal være muligt at justere stimulationsstrømmen manuelt p˚a to
22

knapper i otte niveauer, udlæst p˚a et digitalt display. Den digitale regulering
skal foreg˚a som en styring af den spænding der sendes videre til reguleringsmodulet.
Reguleringsmodul skal fungere som en spænding til strøm konverter og
sikre at stimulationspulsen altid ligger p˚a det angivende trin fra det digitale
kredsløb. Endvidere skal reguleringsmodulet sikre, at der kun er ˚abent for stimulation,
n˚ar et signal fra signalgenereringsmodulet afsendes.
Afladningsmodulet er grænsefladen mellem patienten og den elektriske
stimulator. I dette modul tilføres en 60V spændingsforsyning ogstrømmen gennem
elektroderne tilpasses af reguleringsmodulet. Endvidere skal afladningsmodulet
mellem stimulationspulserne fungere som et seperat afladningskredsløb,
der skal forhindre kemiske reaktioner i huden som følge af akkumuleret ladning
ved DC strøm.
Der vil bagerst i rapporten være et samlet kredsløb, hvor alle designmoduler
er integreret. Hertil vil der være en komponentliste med tilhørende værdier.
Igennem designmodulerne vil de enkelte kredsløb blive opstillet, men det kan
være nødvendigt at supplere disse med det samlede kredsløb for overblikkets
skyld.
4.1 Metode
Temaet for 3. semester er medikoteknisk instrumentering og projektopgaven er
løst hovedsageligt p˚a baggrund af den viden, der er opn˚aet igennem semesterets
kurser. Der er indhentet naturvidenskabelige aktikler til at underbygge teorien
p˚a det fysiologiske og tekninske omr˚ade. Relevante internetsider har givet information
og inspiration i forhold til opbygning af stimulatoren og anvendelse
af FES. Information fra komponenternes databladene har været nødvendinge
for at n˚a frem til et endeligt design og den færdige implementation af systemet.
Designfasen er struktureret s˚aledes, at de relevente analoge og digitale kredsløb
er designet ud fra opstillede krav, som følge af foranalysen. Funktionen af alle
de implementerede komponenter i disse kredsløb er underbygget med supplerende
litteratur udover pensum. Komponentvalget er baseret p˚a tilgængelige
komponenter i laboratoriet p˚a Aalborg Universitet.
Efter et kredløbsmodul er designet og komponenterne hertil er valgt, er de
enkelte designmoduler simuleret i programmet Multisim. N˚ar simuleringen viser
de ønskede resultater, bygges og testes designmodulerne i laboratoriet.
Yderligere er der til design af det digitale kredsløb anvendt en ni-punkts
fremgangsm˚ade introduceret i kurset Basal digital teknik [Wak01]. Denne model
er med til at sikre en struktureret designfase over systemets logik.
N˚ar stimulatoren er bygget, skal det testes, om den virker efter hensigten. Til
testning af stimulatoren er der valgt at anvende Cole’s model for hudimpedans.
Coles model bygges som et elektrisk kredsløb, hvor stimulationsstrømmen kan
sendes igennem til test af apparatet. Dette skal gøres af sikkerhedsmæssige
23

˚arsager inden stimulatoren endeligt testes p˚a en forsøgsperson, og samtidig giver
modellen mulighed for reproduktion af testen. Afsnittet om hudimpedans vil
være at finde i appendiks ??.
4.2 Implementation
Til implementation af den elektriske stimulator, anvendes der b˚ade CMOSog
TTL-komponenter; af disse vælges der komponenter ud fra, hvad der er
til r˚adighed i laboratoriet. Komponentvalg er truffet i forhold til overvejelser
om, hvordan komponentfamilier fungerer sammen. Der skal for eksempel tages
højde for fanout. Fanout, for en logisk komponent, er antallet af gate inputs,
komponenten er i stand til at styre, uden at overskride dens grænse for “worstcase
load specification”. TTL-komponenter kræver en større input strøm end
for CMOS-komponenter for at skifte tilstand. Den krævede inputstrøm skal
summeres for de TTL-komponenter, der styres af et enkelt output b˚ade for lav
og høj tilstand. Da strømmen ind og ud af et knudepunkt er den sammen, er
det begrænset, hvor mange input, et enkelt output er i stand til at levere den
nødvendige strøm til. Fanout er ikke et problem, n˚ar TTL-komponenter styrer
CMOS-komponenter, da den krævede inputstrøm til CMOS-komponenterne, er
væsentlig mindre end for TTL. TTL input i lav tilstand, kræver en omfattende
strøm i forhold til hvad HC- og HCT-output er i stand til at levere. Derfor er det
oftes ikke muligt at styrer TTL-komponenter ved hjælp af CMOS. I designet
anvendes derfor kun CMOSstyret af TTL.
Igennem systemdesignet vil der blive beregnet størrelserne af de implementerede
modstande, da mange af disse modstande kun eksisterer i teorien, vil
de nærmeste modstande i forhold til E96 rækken i stedet blive valgt. I testafsnittet
vil der blive redegjort for de afvigelser, der vil være i forhold til at
vælge andre modstande af nærmeste værdi. Til bygning af stimulatoren anvendes
der et veroboard, hvor alle forbindelser enten wire-wrappes eller loddes. Til
stel-forbindelser anvendes sorte ledninger, til forsyning anvendes røde ledninger,
til interne forbindelser anvendes gule ledninger og til forbindelse af modulerne
imellem, anvendes enten bl˚a eller grønne ledninger.
De enkelte moduler vil herefter hver for sig blive gennemg˚aet med krav, design
og delkonklussioner ud fra test. Alle testresultater vil være at finde i bilag
??.
24

Kapitel 5
Hælkontaktmodulet
5.1 Krav
Kravet til hælkontakten er, at den skal aktivere stimulatoren, n˚ar hælen løftes
fra jorden, s˚a stimulatoren kan fremkalde en dorsalfleksion af foden og den skal
deaktivere stimulatoren, n˚ar hælen igen placeres p˚a jorden.
5.2 Design
For at opn˚a en stimulering p˚a de korrekte tidspunkter, anvendes en trykfølsom
modstand under hælen p˚a den fod, hvor dropfoden forekommer. Den trykfølsomme
modstand best˚ar af tre lag; øverst er et fleksibelt lag, som indeholder en halvleder,
midterst er et klæbelag og nederst er et lag, som indeholder elektroder.
Den trykfølsomme modstand har en værdi p˚a 1MΩ, n˚ar denne ikke belastes,
hvilket er, n˚ar hælen er løftet fra jorden. N˚ar hælen placeres p˚a jorden, belastes
trykmodstanden og modstanden mindskes. Sammenhængen mellem tryk
og modstand i den trykfølsomme modstand ses p˚a figur 5.1.
Figur 5.1: Karakteristik af modstand mod kraft [eat]
25

Modstanden er omvendt proportional med den kraft, som bliver p˚aført den
trykfølsomme modstand. For at trigge stimulatoren anvendes en komparator.
En komperator sammenligner to input, hvor det ene input holdes konstant og
det andet varieres, s˚a der enten vil fremkomme et højt eller et lavt output.
Kredsløbet bliver derved et bistabilt kredsløb og konverterer et analogt input
til et digitalt output.
Udover komparatoren benyttes et 100kΩ linært potentiometer til at regulere,
hvorn˚ar der skal trigges i forhold til belasning p˚a den trykfølsomme modstand.
Afhængig af den trykfølsomme modstand, indstilles værdien p˚a potentiometeret
(R2) til 20kΩ ud fra figur 5.1. N˚ar den trykfølsomme modstand bliver
højere end de 20kΩ p˚a potentiometeret, er inputtet lavt og der trigges. Vælges
potentiometerets modstand til en højere værdi, vil det kræve et større tryk p˚a
den trykfølsomme modstand for at stimulere.
For at fastsætte referencespændingen p˚a indgangen af komparatoren anvendes
to modstande (R3 og R4) p˚a hver 10kΩ. Modstandenes værdi fastsættes ud
fra anbefalede værdier i databladet [Insb].
Den benyttede komparator LM311 har en transistor p˚a udgangen og derfor
sættes en pull-up modstand p˚a kollektoren for at holde et logisk højt niveau,
n˚ar transistoren er afbrudt. LM311 Komperatoren er uden hysterese. Det vil
det sige, at den har en gr˚azone omkring triggerpunktet, hvor den i praksis kan
svinge mellem høj og lav. For at undg˚a dette, kan det være nødvendigt at tilføje
hysterese. Dette gøres ofte ved positiv feedback. For at beregne den modstand,
der skal bruges til at tilføje hysterese, opstilles formler for spændingsdeling alt
efter om der er højt eller lavt output p˚a komparatoren (ligning 5.2 og ligning
5.3). En komparator har en tærskelværdi, og n˚ar der tilføjes hysterese f˚ar den
to; en lav tærskelværdi VT L og en høj tærskelværdi VT H. Forskellen mellem
disse er mængden af hysterese.
Vhysterese = VT H − VT L
(5.1)
I dette kredsløb er referencespændingen Vcc/2 = 2, 5V . Hysteresen sættes
til 0.25V , s˚a tærskelværdierne bliver VT L = 2.375V og VT H = 2.625V (figur
5.2) [Sed98].
VT L =
VT H =
R4||(R5 + R6)
· Vcc
(5.2)
R3 + R4||(R5 + R6)
R4
· Vcc
(5.3)
R4 + (R3||R5)
I ligningen 5.3 er Vcc egentlig VOH = 4, 7V for komparatoren, men det
antages, at den er 5V for at simplificere ligningen.
R5 isoleres og udregnes og det antages at R3 = R4;
R5 =
VT H =
R4
R4 + R3·R5
R3+R5
· Vcc
−R3 · R4(Vcc − VT H)
R4(Vcc − VT H) − R4 · VT H
26
(5.4)
(5.5)

Vcc − VT H
R5 = ˙−R4
Vcc − 2VT H
5 − 2, 625
= ˙−10kΩ = 95kΩ (5.6)
5 − 5, 25
Indsætning af værdierne giver, at modstanden R5 skal være 95kΩ. For at f˚a
et lavt output fra komparatoren skal der komme en høj spænding p˚a inputterminalen
til komparatoren og modsat ved et højt output. Hvis outputsignalet er
højt, aktiveres stimulatoren, mens den deaktiveres ved et lavt signal [Insb].
Figur 5.2: Blokdiagram for overføringskarakteristikken for en komparator med
hysterese. Modificeret [Sed98]
Hælkontakten best˚ar samlet af den trykfølsomme modstand, et potentiometer,
en komparator og fem modstande (Figur 5.3). Hælkontakten kobles p˚a
en AND gate, der samles med signalgeneringsmodulet og sluttes til digitalstyringsmodulet
(Samlet kredsløb bilag).
27

5.3 Delkonklussion
Figur 5.3: Hælkontakt
For at trigge stimulatoren anvendes en trykfølsom modstand, der er sammenkoblet
med en komparator. Komparatoren har f˚aet tilføjet hysterese for at
undg˚a, at stimulatoren bliver trigget p˚a forkerte tidspunkter. Dette er eftervist
med et forsøg, ved at m˚ale output p˚a komparatoren med og uden hysterese
(bilag ??). Uden hysterese viste osciloskopet en ustabil tilstand, hvor den
hele tiden skiftede mellem høj og lav. Derudfra kan det bestemmes, at det er
nødvendigt at tilføje hysterese p˚a komparatoren. Efter tilføjelsen af hystere blev
afvigelserne p˚a komparatoren 4,0% og 0,0% for henholdsvishøj og lav. Afvigelsen
p˚a 4,0% for et høj output har intet at sige, da AND gaten kræver et input
over 2, 9V for at registre det som højt. Dette betyder at hælkontaktmodulet er
i stand til at til trigge stimulatoren.
28

Kapitel 6
Pulsgenereringsmodul
6.1 Krav
Der skal kunne genereres et pulstog med mulighed for skift af pulsfrekvens p˚a:
33Hz, 40Hz og 50Hz
Samtidig kræves en pulsbredde med mulighed for skift p˚a:
6.2 Design
100µs, 200µs og 500µs
Afsnittet opdeles i tre dele. Det vælges at benytte 555 timere koblet som astabile
og monstabile multivibratorer. Disse vil blive forklaret for derved at opn˚a
forst˚aelse for deres anvendelse. P˚a baggrund af dette vil det efterfølgende være
muligt at bestemme de ydre komponenter, som er afgørende for timernes funktion
i et kredsløb. Afslutningsvis opstilles det endelige design af timerfunktionen
i stimulatoren til pulsgenerering.
6.2.1 555 timer
For dette projekt vil det ikke være relevant at analysere det faktiske kredsløb
for timeren, men udelukkende at studere timerens blokdiagram og herigennem
opn˚a en forst˚aelse af, hvordan den kan anvendes sammen med andre komponenter.
Hensigten med at anvende en 555 timer i et kredsløb sammen med andre
komponenter er, at de tilsammen enten udgør en implementerbar monostabil
eller astabil multivibrator til pulsgenerering.
Blokdiagrammet for en 555 timer ses p˚a figur 6.1.
29

Figur 6.1: Blokdiagram for en 555 timer
Blokdiagrammet p˚a figur 6.1 for timeren best˚ar af to komparatorer, en SR
flip-flop, og en transistor Q1, der fungerer som en kontakt. Timeren kræver en
spændingkilde VCC p˚a 5V, der gennemløber tre modstande af samme værdi
med benævnelsen R [Sed98]. Modstandene fungerer som spændingsdelere og
fastsætter referencespændingerne for de to komparatorer. Da der sker et spændingsfald
over hver af modstandende vil referencespændingerne for komparator
1 være VT H = 2
3VCC og for komperator 2 vil den være VT L = 1
3VCC. SR flip-
floppen, der er repræsenteret i timeren, har to input, henholdsvis en S for set
og en R for reset. De to komperatorer er forbundet til flip-floppens R og S
indgange. En SR flip-flop er et bistabilt kredsløb med output; Q og Q. Det vil
sige, at i set-tilstand vil output Q være højt, tæt p˚a VCC, og output ved Q være
lavt, tæt p˚a 0V . SR Flip-floppen er en krydskobling mellem to NOR gates og
fungerer som et elektronisk vippekredsløb, som husker den sidste p˚atrykte information.
For at resette flip-floppen sendes et højt input ind p˚a reset-terminalen
R. I reset-tilstanden vil output Q være lavt og Q vil være højt.
Timeren har i sig selv ikke nogen funktion. Den kræver en impuls p˚a triggerterminalen
for at ændre tilstand. Hvis der blot tilsluttes en konstant spændingskilde
p˚a triggerterminalen, vil timeren være i stabil tilstand og output vil
være lig input. For at udnytte timerens egenskaber, henholdsvis som monostabil
og astabil multivibrator, er det nødvendingt at anvende timeren sammen med
kondensatorer og modstande. Disse er med til at bestemme trigger-tidspunktet
30

for timeren til enten at give et højt eller et lavt output igennem SR flip-floppen
til et givent tidspunkt. For at danne de ønskede firkantsimpulser, er det relevant
at se p˚a timeren enten koblet som astabil eller monostabil multivibrator.[Sed98]
6.2.2 Astabil multivibrator
Der implementeres en 555 timer sammen med tre udvendige komponenter: to
modstande, R7 og R8 samt en kondensator C2, for at skabe en pulsperiode (figur
6.2).
Figur 6.2: 555 timer anvendt som astabil multivibrator. Modificeret ??
Som udgangspunkt er kondensatoren afladt og flip-floppen er i set-tilstand.
vo vil være høj, og der vil ikke løbe en strøm igennem transistoren. Kondensatoren
vil til tiden t(0+) begynde at oplade igennem R7 og R8 og spændingen
vC vil stige eksponentielt mod VCC, se figur 6.2.2.
N˚ar vC overstiger tærskelværdien for VT L, vil output fra komperator 2 blive
lavt. Dette vil ikke have nogen effekt p˚a systemet og vC vil blot fortsætte med
at stige mod VCC. N˚ar vC n˚ar tærskelværdien for komperator 1, VT H, vil output
for komperator 1 blive højt og resette flip-floppen. Output vo bliver nu lavt, Q
bliver højt og transistoren Q1 tændes. Aktivering af transistoren vil resultere i
at spændingen i knudepunktet mellem R7 og R8 bliver 0V , da al strømmen løber
i jord og derfor trækker spændingen ud af punktet. Kondensatoren begynder at
31

Figur 6.3: Graf for en astabil multivibrator. Modificeret [Sed98]
aflade igennem R8 og kollektoren i transistoren og vC vil aftage eksponientielt
mod 0. N˚ar vC rammer tærskelværdien VT L for komperator 2, vil output blive
højt og flip-floppen g˚ar i set-tilstand. Output vo bliver igen højt og transistoren
slukkes. Kondensatoren begynder igen at oplade og n˚ar vC igen n˚ar tærskelværdien
for komperator 1, VT H, giver den højt output til flip-flop, der igen g˚ar
i reset-tilstand.[Sed98]
6.2.3 Monostabil multivibrator
Ved implementering af en monostabil multivibrator, anvendes 555 timeren sammen
med en udvending modstand og en udvending kondensator. P˚a figur 6.4
ses de to udvendige komponenter koblet med timeren, der danner en monostabil
multivibrator.
32

Figur 6.4: 555 timer anvendt som monostabil multivibrator. Modificeret ??
I stabil tilstand vil flip-floppen være i reset og derfor vil Q output være højt,
hvilket gør det muligt for strømmen at gennemløbe transistoren Q1. S˚aledes vil
vC være tæt p˚a 0V , hvilket giver et lavt output fra komperator 1. Spændingen
ved trigger-input-terminalen, vtrigger, holdes højere end VT L og output fra
komperator 2 vil derfor ogs˚a være lavt. N˚ar flip-floppen er i reset-tilstanden er
output Q lavt og vO vil være tæt p˚a 0V . For at trigge en monostabil timer
sendes en negativ impuls igennem trigger-input-terminalen. N˚ar vtrigger bliver
mindre end VT L, vil output fra komperator 2 blive højt s˚a flip-floppen aktiveres.
Output Q fra flip floppen og vo bliver højt og output Q bliver lavt, hvilket
gør transistoren Q1 inaktiv. Kondensatoren C4 begynder nu at oplade igennem
modstanden R9, og dens spænding vc stiger eksponentielt mod VCC (figur 6.5).
33

Figur 6.5: Graf for en monostabil timer. Modificeret [Sed98]
Den monostabile multivibrator er nu i en tilstand, kaldet quasi-stabil tilstand.
Denne tilstand fortsætter indtil vC passerer tærskelværdien VT H for komperator
1, hvorefter output for komperator 1 bliver højt og der sker et reset af
flip-floppen. Flip-floppens output Q bliver som følge heraf højt og strømmen vil
gennemløbe transistoren Q1. Transistoren ˚abner for afladning af kondonsatoren
og vC bliver igen 0V . Den monostabile timer er nu tilbage ved sit udgangspunkt
i stabil tilstand og klar til at modtage et nyt trigger impuls. Pulsbredden p er
ækvivalent med det tidsinterval, hvor den monostabile multivibrator er i quasistabil
tilstand, der bestemmes af de to udvendige komponenter R9 og C4.[Sed98]
Da en 555 timers funktion er beskrevet b˚ade koblet som en monostabil og en
astabil multivibrator, er det muligt at skabe den ønskede puls. Da den astabile
multivibrator med lavt output kan trigge den monostabile multivibrator, sættes
disse i serie, med den astabile multivibrator først i kredsløbet.
6.2.4 Bestemmelse af ydre komponenter
Pulsperioden bliver bestemt af den astabile multivibrator og vil sidde først i
signalgenereringsmodulet. Den astabile multivibrator vil med intervallet T lade
sit output være lavt, og dette lave output vil dernæst trigge den monostabile
multivibrator.
Til den astabile multivibrator skal der vælges tre komponenter, en kondensator
C2 og to modstande R7 og R8. Forholdet mellem disse tre, er afgørende
for hvordan pulsperioden bliver. For at gøre det muligt at sætte en dimension
34

til de to modstande er kondensatorens værdi estimeret til C2 = 100nF . Dette
forhold er dimensioneret ud fra betragtning af grafen (figur 6.6).
Figur 6.6: Graf for dimensionering af ydre komponenter [Nat]
R8 er begrænset af, at forholdet mellem den impuls den astabile multivibrator
sender ikke m˚a overskride længden af den monostabile impuls p˚a p = 100µs.
Ud fra denne betragtning kan der nu opstilles den betingelse, at
TL < 100µs (6.1)
Hvis dette ikke overholdes, vil systemet blive ustabilt, idet den monostabile
multivibrator bliver “dobbelt trigget”, hvis TL overstiger p. De givne konstanter
fra figur 6.2.2 kan bestemmes udfra følgende ligninger[Sed98]; disse tages i brug
for at bestemme komponenternes størrelse.
Ligningen for den tid hvor den astabile timer trigger, er givet ud fra følgende
udledning:
−t
(
Vc = VCC + (VT L − VCC) · e γ )
Hvor γ = (R7 + R8) · C. Dette kan omskrives til udtrykket:
−t
(
Vc = (VCC − VT L)(1 − e γ ) ) + VT L
Da t = TH, Vc = VT H = 2
3 VCC og VT L = 1
3 VCC, gives:
2
3VCC = (VCC − 1
3VCC)(1 −t
(
− e γ ) ) + 1
3VCC −t
(
⇔ e γ ) = 1
2
35

Ud fra denne udledning ses det, at følgende gælder for TH:
TH = C2(R7 + R8) · ln(2) (6.2)
Signalets pulsbredde, TL, udledes fra følgende:
hvor Γ = R8 · C.
−t
(
Vc = VT H · e Γ )
Da t = TL, Vc = VT L = 1
3 VCC og VT H = 2
3 VCC, gives:
Hvilket giver:
1
3VCC = 2
3VCC −t
( · e Γ )
Den samlede impulstid T er da givet ved udtrykket:
TL = C2R8 · ln(2) (6.3)
T = TH + TL = C2(R7 + 2R8) · ln(2) (6.4)
Det noteres i ligning 6.4 at forholdet mellem TH og TL (hvor TH er i millisekunder
og TL er i mikrosekunder) er TH >> TL, hvilket i praksis medfører for
den krævede impuls, at der accepteres T = TH.
Nu da alle nødvendige ligninger er opstillet, kan komponentværdierne for
modstandende nu bestemmes. For at overholde begrænsningen fra formel 6.1
løses nu uligheden for R8:
C2R8 · ln(2) < 100µs
R8 <
100 · 10 −6
ln(2) · (100 · 10 −9 )
R8 < 1442Ω (6.5)
Den sidste komponent, der ikke er estimeret, er R7. Denne er nødvendig at gøre
variabel, for at kunne lade T varieres i tre pulsperiodeer 20ms, 25ms og 30ms.
R7 kan findes ved omskrivning af ligning 6.2:
R7 =
TH
ln(2) · (100 · 10−9 − 1000 (6.6)
)
I praksis er en modstand p˚a 1442Ω ikke tilgænglig. Det medfører, at pulsperiodeerne
aldrig kan blive de eksakte værdier. R8 vælges mindre end grænseværdien
for at undg˚a, at den monostabile multivibrator bliver dobbelt trigget, derfor er
R8 = 1kΩ. R7 kan nu udregnes med de givne værdier for T .
36

Bestemmelse af TH
Først beregnes den teoretiske værdi for R7 ud fra formel 6.6 til R7 = 432082, 5Ω
ved TH = 30ms. Den faktiske modstand vælges til R7 = 430kΩ. Dette medfører
en pulsperiode p˚a:
TH = ln(2) · (100 · 10 −9 ) · (1000 + 430000)
TH = 30ms (6.7)
De resterende pulsperiodeer og modstande udregnes ved samme metode og giver
følgende resultater:
T R7
30ms 430kΩ
25ms 360kΩ
21ms 300kΩ
Bredden af impulserne p bliver bestemt af den monostabile multivibrator.
Denne multivibrator vil blive trigget af den astabile multivibrator og derved
opn˚as den ønskede firkantimpuls.
Den monostabile multivibrator bliver trigget, n˚ar outputtet fra den astabile
multivibrator bliver lavt. Dette sker, hvis outputtet fra den monostabile multivibrator
bliver højt. M˚aden hvorp˚a bredden af impulsen bestemmes afhænger
af ydre komponenter; en kondensator C4 og en modstand R9. Igen estimeres
kondensator først til C4 = 100nF s˚aledes at R9 kan beregnes [Nat].
Formlen for bredden af impulsen p er givet ved følgende udtryk:
Værdierne indsættes i ovenst˚aende udtryk.
Dette giver følgende værdier for R9.
p = C4R9 · ln(3) (6.8)
p = (100 · 10 −9 ) · ln(3) · R9
p R9
100µs 910Ω
200µs 1870Ω
500µs 4500Ω
(6.9)
Da alle værdier for komponenterne til de to timere er bestemt, er det muligt at
foretage en opstilling af signalgenereringsmodulet. En opstilling for kredsløbet
ser ud p˚a følgende m˚ade 6.7:
37

Figur 6.7: Opstilling af timer-kredsløbet
6.2.5 Genering til afladningspuls
Afladningspulsen skal trigges for at blive startet. Til dette vælges der igen at
benytte en monostabil multivibrator, som skal sende en puls, n˚ar stimulationspulsen
bliver lav. Dette gøres ved følgende opstilling (figur 6.8).
38

Figur 6.8: Opstilling af timer-kredsløbet, der skal trigge afladningspulsen
Alle værdier for de givne komponenter er udregnet p˚a samme m˚ade som for
den før beskrevne monostabile multivibrator (ligning 6.8). N˚ar stimulationspulsen
er p˚a nedg˚aende flanke, trigger den multivibrator og sender et impuls til
afladningsmodulet, som derved starter afladningen af hudens oplagrede kapacitet.
Der er samtidigt sat en diode ind, som en sikkerhed for, at der ikke ligger
for høj spænding p˚a indgangen til timeren.
6.3 Delkonklusion
En 555 timer kan implementeres som en multivibrator med to eller tre udvendige
komponenter - alt efter om form˚alet er en astabil eller monostabil multivibrator.
Sættes disse multivibratorer i serie, med den astabile først, er det muligt at opn˚a
den krævede variable pulsperiode, T og pulsbredde, p. Gennem de ydre modstande
vil kondensatorerne oplade og tilsammen sætte referencespændingerne
for triggertidspunktet. Outputtet fra den monostabile multivibrator deles i to:
En vil bruges til stimualtionspulsen, som kan amplitudestyres via digitalstyring.
Den anden del vil blive brugt til at starte opto-triacen og derigennem afladning
af huden.
Testen af pulsgenereringsmodulet viser afvigelser p˚a 5%. Pulsperioden p˚a
20ms afviger med 5% , dette er acceptabelt, da den ikke har et kritisk niveau i
forhold til andre komponenter.
39

Testen af pulsgenereringsmodulet viser afvigelser p˚a maksimalt 5%; pulsfrekvensen
for 50Hz og pulsbredden for 200µs, har de højeste afvigelse. Afvigelsen
i pulsfrekvensen f˚ar dog ikke indflydelse p˚a stimuleringen, da der ønskes en tetanisk
kontraktion af musklen og denne indtræder allerede ved 25Hz. Afvigelsen i
pulsbredden har ikke noget nogen betydning. Hvis amplitude niveauet forsøges
aflæset p˚a amplitude/tid grafen ses det at det er næsten sammenfalden med
amplitude for 200µs. Der er kun f˚a
De relative sm˚a afvigelser indikerer, at funktionen af timer-kredsløbet er
korrekt.
40

Kapitel 7
Digitalstyringsmodul
7.1 Krav
Amplituden af stimulationpulsen skal kunne varieres i otte niveauer fra 5 til
40mA med inddeling p˚a 5mA for hvert trin. Niveauet skal kunne aflæses p˚a
et display. Det er ikke et krav til amplitudestyringen, at den eksakte værdi for
stimulationsstrømmen vises i displayet, men blot at hver af de otte niveauer
repræsenterer en given strømstyrke.
7.2 Design
Designet af amplitudestyringen opdeles i mindre moduler, da dette er med til
at overskueliggøre processen. Der er opstillet følgende blokdiagram der repræsenterer
hver af de enkelte moduler (figur 7.1).
Figur 7.1: Blokdiagram over de enkelte moduler i designet af digital amplitudestyringen.
41

Som det ses p˚a figur 7.1, skal der først designes et trin, der fjerner prel
fra kontakterne, inden signalet sendes ind i den digitale tæller. Gøres dette
ikke, vil det f˚a uønskede konsekvenser for de logiske komponenter, da de er
meget følsomme overfor mekanisk støj. Dernæst skal der designes en tæller,
der vil opfylde de ønskede krav. Da kravet er en tæller, der skal kunne tælle 8
værdier, designes en 3-bit tæller. 3-bit tælleren styrer ved hjælp af dens 3 binære
output henholdsvis en 7-segment decoder, der fungerer som driver for displayet
og en 8 kanals analog multiplexer. Multiplexeren er en del af udganstrinnet,
som regulerer amplituden af den puls, der sendes ind i den. Designet af niveau
udlæsningen, best˚aende af 7-segment decoderen og displayet, udarbejdes under
samme afsnit.
7.2.1 Kontakt
N˚ar indgangstrinnet til et digital system designes, skal der tages højde for, at der
dannes prel fra kontakterne. Prel er den støj, der opst˚ar i en mekanisk kontakt,
n˚ar den elektriske gennemgang enten skabes eller brydes. En mekanisk trykknap
eller kontakt betragtes som en simpel form for indgangstrin til et digitalt system.
Der vil ofte opst˚a et problem, da det tager nogle f˚a millisekunder for kontakten
at skabe en stabil gennemgang, og den digitale elektronik reagerer p˚a signaler
i nanosekund omr˚adet. Det betyder, at selvom kontakten sluttes i løbet af f˚a
millisekunder, vil det opfanges af det digitale system, som om kontakten har
været sl˚aet til og fra adskillige gange (figur 7.2).
Figur 7.2: Prelperioden i en kontakt n˚ar den tændes og slukkes. Modificeret
[fTE]
Prel er uhensigtsmæssigt, da det ønskes, at ét tryk p˚a kontakten skal føre
til én handling i det logiske kredsløb [Gin]. Der findes digitale tællere, der løser
problemet ved at tage højde for prellen, men da der i denne projektsammenhæng
designes en 3-bit tæller fra bunden, skal der kompenseres for dette problem.
Dette kan gøres ved hjælp af et RC kredsløb (figur 7.3).
42

Figur 7.3: Indgangstrin til regulering af amplituden
Kredsløbet best˚ar af en kontakt, to modstande, en kondensator samt en
74LS14 Schmitt trigger. Til tiden t0 p˚aføres systemet en spænding og kondensatoren
vil begynde at oplade igennem R18 indtil vC bliver lig med VCC. N˚ar
der trykkes p˚a kontakten vil kondensatoren begynde at aflade igennem R17, da
kontakten er tilsluttet jord. Den vil aflade indtil vC = VCC R17 . Samtidigt
R17+R18
med at der trykkes p˚a kontakten, vil der opst˚a prel i 10ms, indtil der er skabt
en stabil forbindelse i kontakten. Schmitt triggeren vil p˚a lavt input give et højt
output og p˚a højt input give et lavt output, da den fungerer som en inverter.
N˚ar vC n˚ar den nedre tærskelværdi for Schmitt triggeren, vil den sende et højt
output videre til den digitale tæller. N˚ar kontakten slippes, vil der igen opst˚a
prel i 10ms og kondensatoren begynder igen at oplade. N˚ar den øvre tærskelværdi
for Schmitt triggeren passeres, vil den sende et lavt output. S˚a lang tid
at tidskonstanten R · C for op- og afladningen af kondensatoren over en modstand,
er større end 10ms mellem Schmitt triggerens tærskelværdier, vil prellen
ikke blive opfanget af de logiske komponenter. Herved undg˚as der at tælleren
vil tælle mere end én gang med et enkelt tryk p˚a kontakterne. Størrelsen af
modstandene samt kondesatoren skal bestemmes s˚aledes, at Schmitt triggeren
først trigger n˚ar der er skabt stabil forbindelse i kontakten. Op- og afladning
for kondensatoren ses p˚a figur (7.4).
43

Figur 7.4: Spændingen over kondensatoren som funktion af tiden
P˚a figur 7.4 ses hvordan kondensatoren til tiden t0 vil starte med at oplade
indtil vC = VCC. Til tiden t2 trykkes p˚a kontakten hvorefter kondensatoren
begynder at aflade. Ved t4 slippes kontakten og kondensatoren begynder igen
at oplade. VT − er den nedre tærskelværdi og VT + er den øvre tærskelværdi for
Schmitt triggeren. Kondesatoren og modstandene skal bestemmes s˚aledes at
∆t1 og ∆t2 er mindst 10ms. Ud fra kendskabet til formlen for opladning af en
kondensator kan følgende ligninger opstilles for ∆t1 (appendiks ??).
VCC − Vt0
∆t1 = R18 · C · ln
VCC − VT +
(7.1)
Modstanden R18 kan bestemmes ved, at indsætte tærskelværdierne for Schmitt
triggeren, der aflæses fra databladet, der aflæses en max og min værdi for hver
af [Semb]. For VT + vælges den laveste værdi, som er 1, 4V , for at sikre at
∆t1 bliver mere end 10ms. Kondensatoren C10 vælges p˚a forh˚and til 100nF
for derved at arbejde med s˚a sm˚a komponenter som muligt. Yderligere sættes
∆t1 = 11ms og følgende udtryk opstilles
11ms = R18 · 100nF · ln
5V − 0V
5V − 1, 4V
⇔ R18 = 96539Ω (7.2)
P˚a baggrund af formel 7.2 vælges modstanden R18 til 100kΩ. Ud fra formlen
for afladning af en kondensator opstilles følgende udtryk for ∆t2
R17
R18 · R17
Vt2 − VCC R17+R18
∆t2 =
· C · ln
(7.3)
R18 + R17
VT − − VCC R17
R17+R18
Alle kendte værdier indsættes i formel 7.3 og ∆t2 sættes lig med 11ms. Da min
værdien for VT − i databladet er opgivet som 0, 5V , vælges der istedet en værdi
p˚a 0, 2V . Dette vil sikre at spændingen for vC n˚ar under tærskelværdien for
Schmitt triggeren. Det er nu muligt at finde modstanden R17
44

100kΩ · R17
5V − 5V
11ms =
· 100nF · ln
100kΩ + R17
0, 2V − 5V
Herudfra vælges R17 til 2, 61kΩ.
7.2.2 Digital 3-bit tæller
R17
R17+100kΩ
R17
R17+100kΩ
⇔ R17 = 2670Ω
(7.4)
Tællerens opgave er at sende et binært tal videre til en multiplexer og en decoder
til display udlæsning. I dette tilfælde skal der bruges en 3 bit tæller, idet det
ønskes at variere amplituden i otte niveauer.
Tælleren skal have to indgange, tæl op(A) og tæl ned(B), og 3 udgange Q0,
Q1 og Q2 hvor disse er binære tal.
Først skal det defineres, hvad tælleren skal kunne (tabel 7.1).
A B Funktion af tæller
0 0 Ingen funktion
0 1 Tælle en ned
1 0 Tælle en op
1 1 Ingen funktion
Tabel 7.1: Funktionstabel for tælleren
N˚ar A er 1 og B er 0, skal tælleren tælle ét trin op og hvis B er 1 og A er 0
skal der tælles ét trin ned. Hvis A og B er lig hinanden, skal der ikke ske noget,
n˚ar knapperne bliver trykket ned samtidig.
For at opn˚a at der kun tælles i de tilfælde, hvor A og B er forskellige, sendes
signalerne i gennem en XOR-gate (figur 7.2.2).
Sandhedstabellen for en XOR-gate viser, at der kun kommer højt output
hvis A og B er forskellige. Dette medfører, at der kun vil blive sendt et clock
signal videre til JK flip-flop, n˚ar A og B er forskellige.
Der tilføres endnu en variabel som kaldes X; X følger As værdi. N˚ar X er
1 skal der tælles op, og n˚ar X er 0 skal der tælles ned. Grafisk ser det ud som
følgende (figur 7.5).
45

htbp
htbp
A B Y
0 0 0
0 1 1
1 0 1
1 1 0
Tabel 7.2: XOR gate med tilhørende sandhedtabel 7.2.2 [Wak01]
Q ¯ Q J K
0 0 0 d
0 1 1 d
1 0 d 1
1 1 d 0
Figur 7.5: Funktionstabel for X’s værdi
Der skal nu designes et kredsløb, der tæller fra 0 til 7; systemet skal ikke
tælle over 7 eller under 0. Til designet er valgt at benytte JK flip-flopper.
En JK flip-flop har to input og to output. Q er det output flip-floppen giver
og ¯ Q er det næste ønskede output. Input for J og K kan antage værdierne 0, 1
og d - hvor d angiver, at inputtet ikke giver indflydelse p˚a outputtet til Q og ¯ Q
(d = don’t care). Tabel 7.2.2 viser værdierne for Q og ¯ Q, n˚ar J og K antager
værdierne 0 til 1. Applikationstabellen for en JK flip-flop ser s˚aledes ud:[Wak01]
Da der ønskes tre output, skal der anvendes tre JK flip-flopper. Ud fra applikationstabellen
for JK flip-floppen kan der nu opstilles en excitationstabel.
Der skal for hvert stadie og hvert binært ciffer indsættes værdier fra applikationstabellen
p˚a pladserne for J0K0 , J1K1 og J2K2, disse er inputs til de tre
forskellige JK flip-flop. Der laves to tabeller, en til X = 1, hvor tælleren skal
tælle ét trin op og en hvor X = 0, hvor tælleren skal tælle ét trin ned (tabel
7.3 og 7.4).
Ud fra excitationstabellerne laves karnaughkort; m˚aden et karnaugh kort
laves p˚a, er ved eksempelvis, at tage værdien for J i ruden hvor tabellen viser
46

Stadier Q2 Q1 Q0 J2K2 J1K1 J0K0
0 0 0 0 0d 0d 0d
1 0 0 1 0d 0d d1
2 0 1 0 0d d1 1d
3 0 1 1 0d d0 d1
4 1 0 0 d1 1d 1d
5 1 0 1 d0 0d d1
6 1 1 0 d0 d1 1d
7 1 1 1 d0 d0 d1
Tabel 7.3: Excitationstabel og output for at tælle ned fra 7 til 0, med X = 0
Stadier Q2 Q1 Q0 J2K2 J1K1 J0K0
0 0 0 0 0d 0d 1d
1 0 0 1 0d 1d d1
2 0 1 0 0d d0 1d
3 0 1 1 1d d1 d1
4 1 0 0 d0 0d 1d
5 1 0 1 d0 1d d1
6 1 1 0 d0 d0 1d
7 1 1 1 d0 d0 d0
Tabel 7.4: Excitationstabel og output for at tælle op fra 0 til 7, med X = 1
47

X = 0 og hvor Q0, Q1 og Q2 er lig 000. Dette sættes derefter ind i karnaugh
kortet. S˚adan gøres det for alle tal og de fyldte kort ser s˚aledes ud (figure 7.8,
?? og ??).
Figur 7.6: Karnaughkort for J0 og K0
Figur 7.7: Karnaughkort for J1 og K1
48

Figur 7.8: Karnaughkort for J2 og K2
Ud fra karnaugh kortene kommer følgende ligninger:
J0 = X + Q0 + Q1
K0 = ¯ X + ¯ Q0 + ¯ Q1 ⇔ X · Q0 · Q1
J1 = X · Q0 + ¯ X · ¯ Q1 · Q2
K1 = X · ¯ Q0 · ¯ Q0 + ¯ X · ¯ Q0
J2 = X · Q1 · Q2
K2 = ¯ X · ¯ Q1 · ¯ Q2
(7.5)
Det logiske kredsløb kan nu laves udfra ligningerne. Dette gøres ud fra viden
om, hvordan AND og OR gates sættes ind i et logisk kredsløb. N˚ar der
i ligningen “ANDes” ved en “·” indsættes der en AND gate med input af
variablene.[Wak01] For eksempel hvis output skal være X · Q1 · Q2 skal X,
Q1 og Q2 sendes igennem en AND gate for at f˚a det ønskede output. Hvis det
ønskede output skal være X + Q0 + Q1 skal indputtene sendes igennem en OR
gate. Hvis ligningen for J1 betragtes, bliver det logiske kredsløb som følgende
(figur 7.9).
49

Figur 7.9: Kreds for J1
Tilsvarende gøres for de resterende J og K indputs. Til sidst gives et komplet
kredsløb (bilag ??).
P˚a en JK flip-flop findes der en clock-indgang og gennem denne bestemmes
der, hvorn˚ar JK flip-floppen skal trigge; dette sker ved at den modtager en
impuls. I dette tilfælde anvendes en “negative edge-triggered JK flip-flop”, det
vil sige, at flip-floppen kun trigger p˚a impulsens bagkant [Insa](figur 7.10).
Figur 7.10: JK flip-floppens triggerpunkt p˚a en impuls (pil p˚a nedadg˚aende
flanke)
Clock-signalets triggertidspunkt er bestemt af værdien fra XOR gaten, som
f˚ar input fra knap A og B. Hvis dette output fra XOR gaten sendes direkte til
indgang til clock vil signalerne for A, B, Clk og Q være som p˚a figur 7.11.
50

Figur 7.11: Signaler over tid
P˚a figur 7.11A ses der, at n˚ar knap A g˚ar høj, vil clock signalet ogs˚a g˚a højt.
JK flip-flopperne vil først trigge p˚a nedafg˚aende flanke og vil derfor først trigge
n˚ar A bliver sluppet. Dette er problematisk, da X = A, s˚a systemet vil i teorien
altid kun være i stand til at tælle ned. For at tage højde for dette, inverteres
clock-signalet og derfor opn˚as signalerne, som ses p˚a figur 7.11B. Flip-flopperne
trigger n˚ar A bliver høj, dog med en forsinkelse. Forsinkelsen p˚a clock-signalet er
en forholdsregel, som gør, at al logikken før indput til flip-flopperne allerede er
sat inden clock-signalet n˚ar frem. Dette er gjort ved at invertere clock-signalet
4 gange i en 74LS14 Schmitt trigger. Schmitt triggeren har en forsinkelsestid
p˚a mellem 8ns og 25ns for lav til høj invertering og 10ns til 33ns for høj til lav
intertering.
7.2.3 Regulering af amplituden
Amplituden skal reguleres med valgte værdier for stimualtionsstrømmen. De
valgte værdier skal i praksis stemme overens med den faktiske stimulationsstrøm.
For at sikre dette opstilles følgende udgangstrin for amplitudestyringen
(figur 7.12).
51

Figur 7.12: Udgangstrin for amplitudestyringen
Kredsløbet best˚ar af en analog 8 kanals multiplexer 74HC4051. Hver af dens
8 kanaler (Y0 − Y7) er tilkoblet otte modstande af forskellige værdier, som hver
især er forbundet til VCC. Multiplexeren fungerer som en kontakt, der styres
af multiplexerens tre binære inputs (S0 − S2), som den modtager fra tælleren.
P˚a tabel 7.13 ses det p˚a funktionstabellen for multiplexeren, hvordan dens otte
kontakter styres ved hjælp af 3-bit S0 − S2.
52

Figur 7.13: Funktionstabel for en 8 kanals multiplexer [Phia]
Som det fremg˚ar af tabellen vil multiplexeren, ved tre lave inputs fra tælleren,0
skabe forbindelse mellem Y0 og Z. Alt efter hvilke input den modtager,
vil der ske et spændingsfald over den modstand, der sidder p˚a indgangen,
der er aktiveret af multiplexeren. Multiplexoren har otte forskellige spændingsfald,
som giver otte forskellige Vin. De Vin spændninger der bestemmes af de
ydre modstande, vil via en analog switch sendes videre til reguleringsmodulet,
som den spændning der sammen med R16 giver amplituden af stimulationsstrømmen.
Der er imellem multiplexeren og den analoge switch placeret en
operationsforstærker, koblet som en bufferforstærker eller en spændingsfølger
[Sed98]. En bufferforstærker skal ikke forstærke spændningen, men derimod
virke som impedanstransformer. Hvis den analoge switch kobles direkte p˚a multiplexeren,
vil der ske en betydelig dæmpning og svækkelse af signalet. Under
ideele forhold vil vout = vin i op ampen, Rin = ∞ og Rout = 0 for bufferen.
Da vout = vin sikrer den, at spændingen forbliver ens p˚a begge sider af
den, heraf navnet spændingsfølger.[Sed98] Efter spændningsfølgeren sidder den
analoge switch, som styres af en AND gate, som f˚ar input fra signalgenereringsmodulet
og hælkontaktmodulet. Den analoge switch er en 74HC4066 4 ports
høj hastigheds SI-gate CMOS med 4 selvstændige analoge switches. P˚a figur
7.12 anvendes kun den ene af dens kontakter. N˚ar switchen modtager et højt
signal fra AND gaten p˚a dens nE enable, vil den lade spændingen passere igennem
dens henholdsvis input og output p˚a nY og nZ g˚a højt. N˚ar nE er lav er
switchen slukket, som den vil være imellem hver af de impulser den modtager
fra genereringsmodulet. [Phib] Fordelen ved at anvende den analoge switch og
spændingsfølgeren er, at det altid er kendt hvilken spænding, der er over indgangen
p˚a forstærkeren til reguleringsmodulet. Efter switchen er der placeret
en pull-down modstand R37 p˚a 4, 7Ω, der forhindrer at udgangen p˚a switchen
vil svæve imellem inpulserne, for at holde spændingen i et logisk lavt niveau.
Hvis udgangen svæver mellem impulserne vides det ikke, om der stimuleres eller
ej, hvilket er uhensigtsmæssigt. De ydre modstande, R28 til R35, skal bestem-
53

htpb
Vin R28−35 E96 rækken
312mV R28 = 15kΩ 15kΩ
625mV R29 = 7kΩ 6, 98kΩ
937mV R30 = 4, 33kΩ 4, 32kΩ
1, 25V R31 = 3kΩ 3, 01kΩ
1, 56V R32 = 2, 2kΩ 2, 21kΩ
1, 87V R33 = 1, 67kΩ 1, 69kΩ
2, 19V R34 = 1, 29kΩ 1, 3kΩ
2, 5V R35 = 1kΩ 1kΩ
Tabel 7.5: Beregnede- og anvendte modstande for spændingsdeling af vin
mes s˚aledes at Vin over R16 giver den ønskede stimulationsstrøm. Spændningen
af Vin m˚a maksimalt være 2, 5V , da der ogs˚a skal være 2, 5V til r˚adighed til
opampen i reguleringsmoduler at arbejde med. Ved at sætte en modstand R36
p˚a 1kΩ til jord ved multiplexerens udgang, er det muligt ved hjælp af formlen
for spændingsdeling at beregne R28−35.
Vin =
R36
· VCC
R28−35 + R36
(7.6)
Ved at vælge R36 til 1kΩ, bliver strømtabet reduceret i forhold til at anvende
sm˚a modstande og støjen reduceres i forhold til at anvende for store modstande.
Der skal være otte niveauer, hvor 2, 5V er den maksimale spændning, der kan
anvendes, og derfor deles de 2, 5V med 8 for at opn˚a otte lige store trin. Først
beregnes modstanden R35, der skal give den højeste spændning p˚a 2, 5V .
Heraf bliver strømtabet
1kΩ
2, 5V =
R35 + 1kΩ · 5V ⇔ R35 = 1kΩ (7.7)
Itab,max =
VCC
R36 + R35
=
5V
= 2, 5mA (7.8)
1kΩ + 1kΩ
Ligeledes kan de andre modstande beregnes for Vin g˚aende fra 312, 5mV −2, 5V .
For modstandeneR29−34 vælges der istedet den nærmeste modstand hertil ifølge
E96 rækken.
7.2.4 Displayet
For at gøre stimulatoren anvendelig for brugeren, er det et krav, at amplitudenniveauet
visualiseres ved hjælp af 8 trin p˚a et display. Følgende kredsløb kan
opstilles for udlæsningen af stimulatorens niveauer (figur 7.14).
54

Figur 7.14: Kredsløb best˚aende af decoder og display
Kredsløbet best˚ar af en 74LS47 4-bit BCD (binær-kodet-decimal) 7-segment
decoder og et 7-segment LED display med fælles anode, hvorfor displayet tilkobles
VCC. Decoderen fungerer ved at modtage en 4-bit BCD værdi fra tælleren
p˚a dens input ben A − D [Cir]. Heraf genererer den de korrekte høje outputs,
OA − OG, der ud fra de binære input stemmer overens med et log10-tal p˚a displayet.
Hvis decoderen for eksempel modtager et højt input p˚a A og de andre
ligeledes er lave, vil den sende et højt output ud fra OB og OC, som p˚a displayet
vil aktivere de to lysdioder som tilsammen danner tallet 1. Decoderens
mest betydende bit D til jord, da der kun anvendes 3-bit. Udover decoderens
input og output, har den yderligere tre ben; LT , RBI og BI/RBO. Et lavt
signal p˚a RBI eller BI/RBO vil gøre displayet blankt uanset hvad alle andre
inputs er og et lavt input p˚a LT vil gøre alle segment outputs høje. Herudfra
sættes LT , BI/RBO og RBI allesammen til højt ved at forbinde dem med
VCC.[Sema] For at undg˚a at decoderens høje output brænder lysdioderne i displayet
af, forsynes samtlige udgange med modstande, for at reducere strømmen
ind i displayet. Modstandene R21 til R27 skal bestemmes s˚aledes at strømmen
igennem lysdioderne er omkring 10mA. Da det høje output fra decoderen ligger
imellem 3.98 − 5V kan modstandene beregnes da den ønskede strøm er kendt
I = VCC − VD
R21−27
5V − 1, 7V
⇔ 10mA =
R21−27
⇔ R21−27 = 330Ω (7.9)
hvor VD er spændningsfaldet over lysdioderne i displayet. Modstandene vælges
til 332Ω
55

7.3 Delkonklusion
Der er i afsnittet blevet designet et digitalt system, der kan regulere amplituden
af stimulationspulsen i stimulatoren. Det er designet s˚aledes, at amplituden kan
styres ved hjælp af to trykknapper; én til at tælle op og én til at tælle ned. Prel,
der opst˚ar i en mekaniske kontakter, n˚ar de skaber en elektrisk forbindelse heri,
er blevet fjernet. Hensigten med dette har været, at stabilisere op- og nedtællingen,
s˚a ét tryk p˚a knappen stemmer overens med én op- eller nedtælling i
tælleren. Op og ned reguleringen er blevet styret af en 3-bit digital tæller som
er blevet designet p˚a baggrund af de stillede krav. Tælleren kan tælle otte niveauer
fra 0 til 7. Tælleren styrer en multiplexer, der regulerer den spænding,
der sendes videre som stimulationsspænding. Lideledes styrer tælleren ogs˚a en
decoder, der fungerer som driver til displayet s˚a stimulatiosniveauet udlæses
til brugeren. Den vin, der sendes videre til reguleringsmodulet, er blevet testet
for at se, om den stemmer overens med de fastsatte værdier. Under test er der
observeret, at kravet om tællerens funktion, ved tryk p˚a begge tælle-knapper
samtidigt ikke er opfyldt. Hvis kontakt A trykkes ned og samtidig kontakt B,
starter begge input til XOR gaten højt. N˚ar én af kontakerne slippes, bliver
outputtet fra kontakterne forskellige og derfor sender XOR gaten et højt signal
(tabel 7.2.2 p˚a side 46). Der ses ved test, at det først er n˚ar en af knapperne
slippes, at der tælles. Grunden hertil er, at det først er p˚a dette tidspunkt, at inputtet
til XOR gaten bliver forskelligt. Desunden starter displayet p˚a forskellige
niveauer n˚ar VCC tilsluttes, hvilket krav heller ikke er opfyldt. Ud fra test kan
det konkluderes at den procentmæssige afvigelse af vin i forhold til teorien ligger
p˚a mellem 1, 6% og 10, 1%. Dette har konsekvenser for stimulationsstrømmen
da reguleringenmodulet kun modtager 2, 3V p˚a højeste niveau sammenlignet
med den fastsatte værdi p˚a 2, 5V . I henhold til kravsspecifikationen ligger alle
værdierne uden for de acceptererde afvigelser, bortset fra niveau 1 p˚a 1, 6%
56

Kapitel 8
Reguleringsmodul
8.1 Krav
Hovedkravet til dette modul er en kobling, der kan omsætte spændingimpulser
til strømimpulser, da der ønskes at stimulere med en strøm mellem 5 og 40mA
afhængigt af amplitudestyringen. Endvidere er der krav om en afbrydelsesmulighed
s˚aledes, at afladningsmodulet kan tilsluttes.
8.2 Design
Der findes flere m˚ader at fortage en konvertering af spænding til strøm p˚a. I
dette tilfælde vælges en kobling af en operationsforstærker (op amp) og en modstand
(R16), da denne kobling næsten fungerer ideelt som en spænding til strøm
konverter [Hüc90]. Den valgte op amp er en T LC2201, der internt er opbygget
af flere bipolære transistorer, en diode og modstande (Figur 8.1).[Sed98]
Figur 8.1: Op amp TLC2201 [?]
Funktionen af en op amp er, at forstærke udgangsspændingen Vout mellem
de to indgange V+ og V−, og Vout bliver s˚aledes Vout = (Vin+ − Vin−) · A. For
at kontrollere og mindske forstærkningen anvendes en modkobling, der ved at
lede en del af udgangspændingen tilbage til den inverterende indgang reducerer
spændingsforskellem mellem V+ og V−. Op ampen tilkobles en modstand,
57

hvis funktion er at bestemme hvilken, der løber (figur8.2). Modstandens værdi
fastsættes ud fra ligningen R16 = Vmax
Istim . For at tage forbehold for spændingsfaldet
over gate-source, aflæses i databladet at denne maksimalt kan være 2,4V
[Phic], derfor sættes Vmax til 2, 5V . R16 udregnes ud fra stimulationsstrømmen
p˚a 40mA og den maximale indgangsspænding p˚a 2.5V : R16 = 2.5
0.04 = 62.5Ω.
Figur 8.2: Spænding til strøm konverter
P˚a figur 8.2 er spænding til strøm konverteren koblet med en FET. Denne
FET styrer strømmen gennem elektroderne og er ideelt afbrudt, n˚ar op ampen
ikke modtager en stimulationspuls, hvilket giver mulighed for en afladning af
den akkumuleret ladning i huden. FETen er desuden indsat som en grænseflade
mellem den høje spænding og resten af kredsløbet, for at undg˚a at komponenterne
brænder af.
Der findes forskellige FET-typer med forskellige elektriske egenskaber. Den
valgte er en N-kanal MOSFET BST76A (figur 8.3). Den strøm, der gennemløber
drain og source, styres af et elektrostatisk felt. Dette felt udgør kanalen mellem
drain og source og p˚avirkes af spændingen i gaten. En MOSFET adskiller sig
fra andre typer af FET ved at være afbrudt, n˚ar der ingen spænding er i gaten.
Dette betyder s˚aledes, at der ikke løber strøm igennem drain før spændingen
overskrider en vis tærskeværdi. Dette skyldes, at der ikke findes frie ladningsbærere
i kanalen inden denne tærskelværdi.[Hüc90]
58

Figur 8.3: MOSFET. Modificeret ??
Den valgte MOSFET (figur 8.3) er i modsætning til mange andre FET asymmetrisk,
hvilket vil sige, at den har en beskyttelses diode over drain-source, der
gør, at den kun kan vende den samme vej. En anden mulighed kunne være en
BJT, men denne er i modsætning til en FET strømstyret, hvilket vil resultere i
at den egentlige stimulationsstrøm vil blive mindre, da der skal kompenseres for
basestrømmen. Konstruktionen af op ampen, FETen og modstanden er opbyg-
get s˚aledes, at de spændingsimpulser, der kommer ind i op ampen, omdannes til
. Strømmen, der stimuleres
strømimpulser. Dette gøres ud fra Ohms lov: I = Vin
R16
med, vil være identisk med den strøm, der løber igennem modstanden, R16 . Det
vil derfor være underordnet, hvor høj impedansen i huden er, n˚ar værdien af
R16 er kendt. Det bliver ligeledes muligt at kunne holde stimulationsstrømmen
konstant i de perioder, der stimuleres.
8.3 Delkonklusion
I reguleringsmodulet konverterer spænding til strøm ved hjælp af en operationforstærker
og en modstand. Der anvendes desuden en FET til at lukke for
strømmen til afladningsmodulet, s˚a afladning kan finde sted, og for at sikre at
komponenter ikke bliver eksponeret for højspænding, og dermed brænder af.
Testen af reguleringsmodulet p˚aviste, at op ampen fungerer som ønsket, da
oscilloskopet viste at spændingsfaldet over vin og jord, havde en relativ lille
afvigelse p˚a 1, 3%, p˚a den inverterende indgang p˚a op ampen. Udfra dette kan
det konkluderes at FETen og tilbagekoblingen af op ampen fungerer korrekt.
59

Kapitel 9
Afladningsmodul
Dette afsnit vil omhandle krav, design og delkonklusion for kredsløbets afladningsmodul.
9.1 Krav
Afladningsmodulet har to krav. For det første skal kredsløbet forbindes til en
forsyning, der kan levere en stimulationsstrøm p˚a 40mA gennem huden. For
det andet skal afladningsmodulet være i stand til at aflade den akkumelerede
ladning i huden efter hver stimulationspuls. Sker afladningen mellem impulserne
ikke, opst˚ar der irreversible kemiske reaktioner i huden under elektroderne, og
hudirritation kan opleves hos patienten under stimulationen (appendiks ??). For
at designe de enkelte dele af afladningsmodulet følger først nogle overvejelser
om, hvorledes kravene kan opfyldes.
9.2 Design
I afladningsmodulet er der indsat en afladningsmodstand og en kontakt over,
kondensatoren og dermed batterispændingen. Funktionen af denne kontakt er at
aflade den oplagrede spænding i kondensatoren s˚a det er muligt at implementere
komponenter p˚a veroboardet uden at kortslutte og ødelægge moduler der kun
kan klare en vcc spænding p˚a 5V .
Afladning af hudens akkumulerede ladning skal ske ved at afsætte effekt i
en modstand - R13. En hensigtsmæssig m˚ade at placere modstanden i afladningsmodulet
p˚a vil være, s˚a den kun indg˚ar under afladning og dermed ikke
øger impedansen under stimulation. Øges impedansen yderligere, vil det blive
mere vanskeligt at stimulere, da der kun er 60V til r˚adighed.
For at opn˚a den effekt, hvor delen af afladningsmodulet indeholdende R13
skiftevis afbrydes og tilsluttes kredsløbet, vælges der at benytte en opto-triac.
Inden en model for afladningsmodulet opstilles, forklares opbygning og funktion
af en opto-triac kort.
Opto-triacen, der er valgt til dette kredsløb, er en Motorola MOC3023 - en
6-benet komponent, der enten fungerer som en afbrydelse eller en kortslutning.
60

Det karakteristiske ved den er, at den kan aktiveres ved en impuls og vil derved
fungere som en kortslutning, s˚a længe der løber en hvis strøm gennem den. N˚ar
den gennemløbende strøm kommer under en hvis tærskelværdi, lukker optotriacen
automatisk og fungerer som en afbrydelse indtil den igen aktiveres ved
en ny impuls.[Mot] P˚a figur 9.1 ses en skematisk opstilling af den opto-triac,
der er valgt i dette kredsløb.
Figur 9.1: Skematisk diagram for den valgte opto-triac [Mot]
Ben 1 og 2 p˚a opto-triacen repræsenterer en fotodiode, der er forbundet
til en modstand - R12 og pulsgenereringsmodulet, der er tilknyttet afladningsmodulet.
Fotodioden modtager en stimulationspuls fra 555-timerkredsløbet n˚ar
stimulationspulsen ender, og en strøm sendes gennem ben 1 og 2 p˚a opto-triacen
(figur 9.2).
Figur 9.2: Første del af afladningsmodulet i stimulatoren
61

N˚ar en strøm sendes gennem fotodioden, skaber lyset frie elektroner og
huller i grænsefladen mellem n- og p-materialet i triacen p˚a ben 4 (katoden) og
6 (anoden). De frigjorte elektroner og huller transporteres gennem materialet til
henholdsvis katoden og anoden, og skaber derved et spændingsfald over triacen.
Effekten heraf er, at der nu kan løbe en strøm gennem triacen, og en afladning
af den oplagrede ladning kan ske gennem R13.[ea97] N˚ar strømstyrken gennem
triacen kommer under 100µA, er spændingsfaldet over triacen s˚a lavt, at triacen
lukker og igen fungerer som en afbrydelse [Mot]. Med en stimulationsimpuls p˚a
40mA, antages det, at afladning af hudens akkumulerede ladning ned til 100µA
er tilfredsstillende for at undg˚a kemiske reaktioner og dermed irritation af vævet
under vedvarende stimulation.
Modstanden R12 er indsat for at styre strømmen i denne del af afladningsmodulet,
eftersom en diode ideelt set fungerer som en kortslutning [ea97]. I
praksis viser det sig dog, at der vil ligge en hvis spænding over lysdioden, afhængig
af hvor megen strøm, der løber gennem den. Aktiveringsstrømmen for
fotodioden ligger mellem 5mA og 60mA, og der kalkuleres derfor med en aktiveringsstrøm
p˚a 10mA, benævnt iD[Mot]. Som det kan aflæses p˚a figur 9.3, er
spændingsfaldet over fotodioden ved 10mA cirka 1, 2V , benævnt vD.
Figur 9.3: Aktiveringsspænding for fotodiode i MOC3023 [Mot]
Ud fra en aktiveringsstrøm p˚a 10mA og en forsyningsspænding p˚a 3, 6V
(vOH,555−timer) ved de 10mA, leveret af den monostabile multivibrator, er det
muligt at udregne en værdi for R12 [Nat].
R12 = vOH,555−timer − vD
iD
R12 =
3, 6 − 1, 2
0, 01 ⇔
R12 = 240Ω
62
⇔
(9.1)

Der vælges en modstand p˚a 242Ω, Dette giver en strømstyrke gennem fotodioden
p˚a 11mA, hvilket ogs˚a er acceptabelt for aktivering af opto-triacen.
9.2.1 Afladningsmodulets opbygning
Under stimulation og afladning vil afladningsmodulet se ud som p˚a figur 9.4.
Figur 9.4: Afladningsmodulet i stimulatoren
Under stimulation fungerer opto-triacen som en afbrydelse, og strømmen fra
forsyningen vbat løber gennem elektroderne og videre til jord. Under afladning
fungerer opto-triacen som en kortslutning, hvorfor den eneste vej for strømmen
er gennem patient, opto-triac og R13. Da huden har akkumuleret en ladning
under stimulation, vil strømmen under afladning, i kraft af en kapacitors egenskaber,
være modsat rettet. Herved vil strømmen aflades ved at afsætte effekt i
R13. Ifølge appendiks om kondensatoren er afladningen af en kondensator givet
som:
vca(t) = vc(0)e
−t
RsamletC hvor vca(t) er spændingen over kondensatoren til tiden t, vc(0) er startspændingen
over kondensatoren, bestemt af opladningsparametrene, kapacitansen C =
200nF og Rsamlet er den modstand kondensatoren ser ud i ((R13 + R14) R15).
63

Det antages, som et worst-case scenario, at kapaciteten i huden oplades
fuldt under stimulation, hvorfor vc(0) er sat til 60V. Der er valgt en afladningsmodstand
p˚a 1kΩ, hvilket giver en afladningstid p˚a cirka 1ms. Afladningen af
strømmen gennem R13 i denne periode vil se som følger (9.5).
Figur 9.5: Strømafladning i 1ms gennem modstanden R13
Ifølge figur 2.6 er dette en tilfredsstillende strømafladning, n˚ar der ikke m˚a
aktiveres smertereceptorer under afladningsfasen, og en værdi for R13 fastsættes
endeligt til 1kΩ.
9.2.2 Det færdige afladningsmodul
Det færdige afladningsmodul ser efter overst˚aende overvejelser ud som p˚a figur
9.4.
N˚ar der stimuleres fungerer opto-triacen som en afbrydelse, og strømmen
løber derfor fra vbat, gennem elektroderne og reguleringsmodulet til jord. Herved
oplagres der kapacitiv effekt i form af ladning i huden. Ved stimulationspulsens
ophør trigges opto-triacen, s˚a denne fungerer som en kortslutning og
aktiverer selve afladningen. Afladningen fortsætter som effekttab gennem R13
til strømmen n˚ar under 100nA, hvorefter opto-triacen afbrydes og en ny stimulationspuls
kan trigges.
9.3 Delkonklusion
For at generere afladningen anvendes en MOC3023 opto-triac, der aktiveres n˚ar
en stimulationspuls ophører. Derved ændres strømmens retning, og der aflades
gennem R13, indtil strømmen er under 100µA, hvorefter opto-triac afbrydes.
Ved testen af afladningsmodulet, blev det modellerede kredsløb for hudimpedans
p˚asat, og signalet blev m˚alt over R14 i modellen. P˚a oscilloskopet kunne
64

˚ade stimulations- og afladningspulsen ses (bilag ??). Dette indikerer, at afladningsmodulet
er i stand til at generere afladningen. For at teste om den maksimale
stimulationsstrøm er 40mA, sættes digitalstyringen til niveau 7, og spændingsfaldet
m˚ales over R14. Spændingen over R14 i det modellerede kredsløb
for hudimpedans, blev m˚alt til 7, 20V , hvilket giver en stimulationstrøm p˚a
36, 3mA. I forhold til den vin spænding der er til r˚adighed, er dette en afvigelse
p˚a 2, 2%, men i forhold til kravspecifikationen er det en afviglese p˚a 9, 25%
(afsnit ?? p˚a side ??). Afvigelsen p˚a 9, 25% er ikke acceptabel, da niveau 7
dermed overlapper niveau 6 p˚a displayet. Dette medfører, at der ikke med sikkerhed
vides, hvilken strøm der stimuleres med. For at teste om amplituden
af afladningspulsen er under 40mA m˚ales amplituden og pulsbredden af afladningspulsen
med oscilloskopet. Oscilloskopet viste at stimulationspulsen har
mindre pulsbredde og højere amplitude end afladningspulsen og det konkluderes
at kravene til afladningspulsen er opfyldt (bilag ??).
65

Kapitel 10
Diskussion
I dette kapitel vil den elektriske stimulator og parametrene hertil blive diskuteret.
Der vil hovedsageligt blive diskuteret ud fra kravsspecifikationen, testen
af kredsløbet og testen p˚a en forsøgsperson.
Den byggede stimulator er en prototype og vil derfor ikke blive anvendt som
behandlingsapparat til dropfodspatienter. En af ˚arsagerne hertil er, at den er
for stor og patienten vil være nødsaget til, at fælge en uh˚andterlig kasse med til
apparatet. Endvidere er der observationer, som gør at, der vil være mulighed
for forbedringer, før at stimulatoren kan anvendes i praksis.
Det er nødvendigt at tage forbehold for sikkerhedsforanstalningerne ved
stimulatoren. Patienten m˚a ikke komme i kontakt med stel p˚a stimulatoren, s˚a
længe elektroderne er p˚asat, da dette vil føre til at patienten udsættes for 60V
DC. Ud fra det design, som prototypen har, er det nødvendigt at afhjælpe dette
ved at al stelforbindelse skal isoleres. Endvidere bør der ogs˚a tages forbehold
for, hvis der opst˚ar en teknisk fejl, der fører til en kortslutning, f.eks hvis et
komponent brænder af. En kortslutning vil kunne have samme konsekvenser,
som hvis patienten kom i kontakt med stel. Dette kunne forebygges, hvis alle
komponenter blev isoleret i f.eks. et plastik kabinet og hvis der i serie med
elektroderne blev placeret en kondensator, som kan forhindre en DCstrøm i at
passere.
Til stimulation er valgt en asymetrisk bifasisk firkantimpuls. Den best˚ar af
en stimulationsimpuls efterfulgt af en afladningsimpuls. De to impulser er valgt
til at følge lige efter hinanden. Et alternativ er at lave en forsinkelse mellem
firkantspulsen og afladningen. Forsinkelsen kan diskuteres, da et for hurtigt skift
i strømretningen vil forhindre, de muskelceller der er lige p˚a grænsen til at fyre,
i at fyre [Low00].
Kravet til den astabile multivibrator er at pulsbredden skal være < 100µs,
hvilket kan betegnes som et kritisk krav. Hermed menes, at stimulatoren ikke
vil fungere, hvis kravet ikke overholdes, da den næste multivibrator vil trigge
to gange og dermed gøre pulsgenereringen ustabil. ustabilt. Pulsfrekvensen m˚a
have en maksimal afvigelse p˚a 5%, da dette ikke vil f˚a indvirkning p˚a selve
muskelkontraktionen. Samme situation er gældende for pulsbredden, da afvigelserne
er minimale i forhold til de tre pulsbredder og afvigelserne p˚avirker
derfor ikke stimulationen.I den sidste monostabile multivibrator gør en afvi-
66

gelse p˚a maksimalt 5% sig gældende.
Dimensionerne p˚a pulstoget er valgt til, at alle impulserne i pulstoget har
samme amplitude. Hvis en mere jævn kontraktion af musklen ønskes, kunne der
være valgt at bruge et pulstog hvor amplitude p˚a de enkelte impulser startede
fra 0mA og steg til de n˚aede 40mA i en tilpasset tid og derefter faldt igen ned til
0mA. Det ville tilstræbe en efterligning af den naturlige m˚ade en muskel kontrahere
p˚a.[Low00] Det kunne være at foretrække, idet en mere jævn kontraktion
af muskelen vil medføre et forbedret og mere naturligt gangmønster.
Den digitale tæller fungerer som forvenete n˚ar der tælles fra 0 til 7, f hvis en
af knapperne aktiveres af gangen. Hvis en knap holdes nede, mens der trykkes
p˚a den anden, tælles den modsatte vej. Denne uoverensstemmelse opst˚ar n˚ar
signalet fra knapperne g˚ar gennem en XOR gate. En afhjælpning af dette ville
kræve en mulighed for, at systemet skulle kende den forrige værdi, knapperne
var indstillet p˚a. P˚a denne m˚ade ville systemet registrere, at en knap blev
sluppet og ikke som i det faktiske kredsløb, hvor XOR gaten sender højt signal
videre n˚ar den modtager højt og lavt indputs.
Tændes stimulatoren skal amplituden ifølge kravsspesifikationen starte p˚a
laveste niveau. Dette krav er ikke opfyldt for stimulatoren. N˚ar forsyningen tilsluttes
det samlede system, starter stimulatoren p˚a et af de højeste niveauer,
fra niveau 5 til 7. Løbende test under designfasen af digitalstyringsmodulet viste,
at stimulatoren startede p˚a laveste niveau ved korrekt at nulstille sig selv,
n˚ar den fik tilført sin egen spændnigskilde. Da det digitalestyringsmodul blev
integreret i det samlede system og tilført samme spændingskilde, som resten af
systemet, var det ikke længere i stand til at nulstille. Der er forsøgt at sætte
spænding p˚a det digitalesystem direkte fra samme spændningskilde som resten
af systemet med uændret resultat. Dette er uacceptalt for stimulatoren, da det
er en forudsætning at hælkontakten holdes under konstant belastning indtil at
stimulationsstrømmen bliver nedreguleret. Resultatet kan blive, at den maksimale
stimulationsstrøm uhensigtsmæssigt sendes igennem patienten.
Stimulationsstrømmen er fastsat til, at kunne varieres fra 5mA til 40mA.
Dette medfører et krav til at Vin til op ampen i reguleringsmodulet holder
de ønskede spændningsniveauer fra 312, 5mV til 2, 5V . Kravet til afvigelserne
er, at Vin for reguleringsniveauerne 0 til 7 ikke overskrider afvigelser p˚a mere
end 5%. I henhold til udførte tests, overskrider Vin de acceptede afvigelser for
niveau 1 til 7. Kun niveau 0 overholder kravet. Som følge af implemenentatioenen
er der en forventet afvigelse ved indgangen p˚a bufferen da modstandene
er valgt p˚a baggrund af E96 rækken. Denne afvigelse er minimal og regnes
ikke for at p˚avirke spændingen mærkant. Der er i designfasen for det digitalestyringsmodul
derimod ikke taget højde for at multiplexerens og switchen har
en “On-resistance” RON. Disse er er i databladet opgivet til RON = 50Ω for
switchen og RON = 80Ω for multiplexeren. Hvis der tages højde for dette og
afvigelsen for Vin igen beregnes, vil afvigelserne ligge tættere p˚a eller inden for
det accepterede. Dette gøres ved at anvende formlerne for spændingsdeling og
Vin for multiplexerens niveau 7, hvor Vin forventes at være 2, 5V , bliver s˚a
67

Vin =
R36
RON−Mux + R35 + R36
· VCC =
1kΩ
· 5V = 2, 40V (10.1)
80Ω + 1kΩ + 1kΩ
Herefter beregnes Vin p˚a udgangen af switchen da det vides at der ligger 2, 40V
over indgangen
Vin =
R37
RON−Swi + R37
· 2, 40V =
4, 7kΩ
· 2, 4V = 2, 37V (10.2)
50Ω + 4, 7kΩ
Hvis de nye beregnede Vin sammenlignes med de m˚alte værdier f˚as følgende
afvigelser (tabel 10.1).
Niveau Forventet m˚aling Faktisk m˚aling Afvigelse
vin til op amp 0 0,31 V 0,29 V 6,5 %
vin til op amp 1 0,62 V 0,62 V 0,0 %
vin til op amp 2 0,91 V 0,88 V 3,9 %
vin til op amp 3 1,21 V 1,16 V 4,5 %
vin til op amp 4 1,50 V 1,45 V 4,0 %
vin til op amp 5 1,79 V 1,70 V 5,3 %
vin til op amp 6 2,07 V 1,95 V 6,6 %
vin til op amp 7 2,37 V 2,30 V 3,0 %
Tabel 10.1: Nye afvigelser for digitalstyringsmodul
Af tabel 10.1 ses det at afvigelserne er blevet reduceret da der nu er taget
højde for RON modstandene i de anvendte komponenter. Hvis Vin skal være lig
med de fastsatte værdier skal modstande p˚a multiplexeren ydeligere omdimensioneneres.
Hælkontakten kræver, at patienten bærer sko eller har fastgjort hælkontakten,
n˚ar der skal stimuleres. Der kunne med fordel have været valgt en anden
form for aktiveringskontakt, som ikke havde krævet et ubesværet gangmynster.
Hælkontakten kan placeres under det ben hvor der ikke var dropfod, det ville
blot kræve en invertering af signalet, s˚aledes at n˚ar den modsatte hæl placeres
p˚a jorden trigger stimulatoren.[BM99] Testen af hælkontakten viste en ubetydelig
afvigelse p˚a udgangen af komparatoren, hvilket ikke havde været tilfældet
hvis der ikke var tilføjet hysterese ved positiv tilbagekobling. Det kunne imidlertidig
ogs˚a være blevet gjort uden positiv feedback, men da dette er simplere
med posistivfeedback er dette valgt.
68

Kapitel 11
Konklusion
Form˚alet med projektet har været, at bygge en prototype af en elektrisk stimulator,
til afhjælpning af dropfod. Ud fra foranalysen og problemformuleringen er
der udformet en kravspecifikation med krav til tekniske parametre, som stimulatoren
skal leve op til. Foranalysen er en analyse af impulssignaler, nerverespons
og muskelkontraktion ved elektrisk stimulering, samt relevant anatomi omkring
dropford. Stimulatoren er designet og implementeret i forskellige moduler samt
opdelt i en analog og en digital del.
Stimulatorens analoge del genererer stimulationspulserne fra to multivibratorer:
En astabil multivibrator styrer pulsfrekvensen, der via en switch kan
vælges til 50Hz, 40Hz eller 33Hz. Denne er koblet i serie med en monostabil
multivibrator, som igen via en switch kan vælges til 100µs, 200µs eller 500µs.
En hælkontakt bruges til at tænde og slukke for stimulation p˚a de rigtige
tidspunkter under gang ved hjælp af en trykfølsom modstand. N˚ar modstanden
belastes vil stimulationen blive deaktiveret. Dette sker gennem en AND gate,
som f˚ar input fra signalgenereringsmodulet og hælkontaktmodulet. AND gaten
sender sit output videre til en switch. Input til denne switch er bestemt af det
digitalte kredsløb, som kan variere spændingen for stimulationspulserne i otte
niveauer. Switchen sender et output videre til reguleringsmodulet.
Reguleringsmodulet konverterer spændingen fra det digitale kredsløb til en
strøm ved brug af en op amp, en modstand og en FET. Mellem stimualtionspulserne
tillader FETen at afladningsmodulet kan fjerne den akkumulerede ladning,
n˚ar 555 timeren har trigget opto-triacen. Herved aflades gennem en ohmsk
modstand.
Ud fra teorien om udformningen af firkantsimpulserne, konkluderes der at
praksis bekræfter teorien. Den krævede pulsrepitionsfrekvens er opn˚aet og afviger
indenfor de acceptable rammer. Samtidig er pulsen til opto-triac fungerende,
da der p˚a testresultaterne kan ses, at der aflades n˚ar der ikke stimuleres. Resultaterne
er godkendte i alle pulsfrekvenser, samt alle pulsbredder.
Via det digitale display kan det aflæses, at der mulighed for at skifte mellem
8 niveauer, der skiftes n˚ar der trykkes p˚a op og ned knappenern. Dog
konkluderes der, at tælleren ikke fungerer efter hensigten, da tælleren starter
p˚a niveau 5-7. Dette er uheldigt, n˚ar stimulatoren er tilkoblet et menneske, da
der kræves at vedkommende holder den trykfølsomme modstand belastet ved
69

tilkobling. Foretages dette ikke, vil det fra start blive stimuleret med højeste
amplitudeniveau, som føles ubehagelig i starten.
Det konkluderes, at hælkontaktmodulet fungerer efter hensigten. N˚ar der er
belastning p˚a den trykfølsomme modstand, er stimulatoren passiv og n˚ar den
aflastes er stimulationen aktiv. Derfor er det muligt, at teste indvirkningen for
en dropfodspatient gangmønster.
Ud fra det modullerede kredsløb for hudimpedansen observeres der, at der
fremkommer en afladningspuls. Herudfra konkluderes der, at afladningsmodulet
fungerer efter hensigten. Afladningen sker mellem stimualtionspulserne og har
afladningen har derfor den ønskede virkning.
Der vil blive afsluttet med konkludering af test p˚a person. Denne test er
ikke foretaget endnu...
70

Kapitel 12
Perspektivering
Den stimulator, der er udviklet gennem projektet, er en prototype og vil kunne
optimeres og videreudvikles samt blive mere kompakt. Stimulatoren vil, ved
en omdimensionering af værdierne, kunne anvendes andre steder p˚a kroppen,
f. eks til, at genskabe gribefunktion. Gribefunktion kan aktiveres ved en sensor
placeret p˚a den modsatte skulder, hvorefter patienten selv kan vælge en
position med skulderen til at ˚abne og lukke h˚anden med.[Pop01] Grunden til,
at det vil være nødvendigt at omdimentionere stimulatorens værdier, skyldes
at impedansen p˚a h˚anden kan være anderledes end p˚a underbenet og kræver
derfor en mindre stimulationsstrøm.
De seneste ˚artiers forskning indenfor elektriske stimulatorer til dropfod, har
opn˚aet en stor fremgang i forhold til den prototype, som er lavet i dette projekt.
Udviklingen er fremskreden b˚ade inden for overflade- og implanterede elektroder
til stimulationen. Der er forsøg p˚a at forbedre de stimulatorer, som benytter
overfladeelektroder. Dette er blandt andet gjort ved at tilføje flere stimulationskanaler,
for at opn˚a at kunne f˚a musklerne til at interaktere uafhængigt af
hinanden [ea02]. Der er prøvet med forskellige aktiveringssensorer og interfaces,
der husker indstillingerne fra sidst stimulatoren blev benyttet.[Qui98]
De implanterede elektroder kan eliminere de besværligheder, der er forbundet
med placering og brug af overfladeelektroder. Fodelene ved de implanterede
elektroder er, at de er permanent placeret p˚a de nerver, der skal stimuleres,
hvilket gør at kvaliteten af den ønskede bevægelse bliver forbedret. N˚ar elektroderne
er direkte placeret p˚a nerven, medfører det, at der kræves mindre
stimulationsstrøm og at der aktiveres færre sensoriske nervefibre og smerten
reduceres.[Pop01] En ulempe ved at anvende de implanterede elektroder er,
hvis der skulle opst˚a komplikationer med selve elektroderne.[ea02]
Til prototypen anvendes en hælkontakt til aktivering af stimulatoren. Alternativer
til denne sensor kunne være en tr˚adløs hælkontakt, en EMG-baseret
kontakt placeret p˚a m. tibialis anterior, eller en nerveaktiveret sensor. En EMGeller
nerve sensor til aktivering af stimulatoren vil optimere mulighederne for
patienten. Ved at benytte de implanterede sensorer vil det dannede signal være
mere præsist, hvilket gør stimulatoren mere brugervenlig, s˚a patienten blandt
andet kan have mulighed for at g˚a rundt uden sko og blive mindre opmærksom
p˚a funktionsnedsættelsen af benet.[Bur01] Endvidere vil det ogs˚a være en
71

kosmetiske fordel for patienten at have elektroderne indopereret.
Fremover vil FES fortsat forblive anvendt til stimulation og behandling af
skader p˚a øvre neuroner [Qui98] og i løbet af 2004 indføres en ny stimulator til
afhjælpning af dropfod med inopererede elektroder [Neu]. Det kan derfor gisnes
om, at behandlingen med FES vil blive mere selektiv, og bedre tilpasset den
enkelte patient.
72

Litteratur
[Bio95] Bioelectromagnetism. http://butler.cc.tut.fi/ malmivuo/bem/bembook/21/21.htm,
1995.
[BM99] F. Bojsen-Møller. Bevægeapparatets anatomi. 1999.
[Bro03] J.A. Broumphrey, S. og Langton. Electrical safety in the operating
theatre. British journal of Anaesthesia, vol. 3(no. 1), 2003.
[Bur01] J.H. Burridge. Does the drop-foot stimulator improve walking in hemiplegia?
Neuromodulation, vol. 4(no. 2), 2001.
[Car] Salisbury Health Care. Who can use fes?
www.salisburyfes.com/WhoFES.htm.
[Chr00] H. Christiansen, M.H. og Lisby. El-terapi. FADL’s forlag, 2000.
[Cir] All About Circuits. 7-segment display. www.allaboutcircuits.com.
[ea97] J.J. et al. Electric circuit analysis. Prentice-Hall International, 1997.
[ea98] Shiebye et al. Menneskets fysiologi. FADL, 1998.
[ea02] G.M et al. A review of portable fes-based neural orthoses for the
correction of drop foot, ieee transactions on neural systems and rehabilitation
engineering. Lyons, vol. 10(no. 4), 2002.
[eat] En eller-anden tysker? Der fsr-sensor.
[Fes] Fesnet. Centre of rehabilitation engineering.
http://fesnet.eng.gla.ac.uk.
[fTE] Quincy Center for Technical Education. Contact bounce and debouncing.
www.home.comcast.net.
[Gin] D. Gingrich. De-bouncing the mechanical switch.
www.phys.ualberta.ca.
[Hüc90] Mogens Hüche, Erik og Probst. Analog elektronik 1 teori. Teknisk
Forlag, 2., 9. oplag edition, 1990.
[Hje] Hjerneforum. Hjerneforum. www.hjerneforum.dk.
[Insa] Texas Instruments. Dual j-k negative-edge triggered flip-flops 74ls112.
73

[Insb] Texas Instruments. Lm311 comparator.
[Juu00] P.R. Juul. Coding of lower limb muscle force generation in associated
eeg movement related potentials: Preliminary study toward a
feed-forward control of fes-assisted walking. Technical report, Aalborg
Universitet, 2000.
[Kra89] T. Kralj, A. og Bajd. Funktional electrical stimulation: Standing and
Walking after Spinal cord injury. CRC Press, Inc., 1989.
[Lam] A. Lamb. Principles of fes. www.surrey.ac.uk/MME/Research/BioMed/depage/fes-prin.html.
[Lee00] J.W. et al. Lee. A characteristics of human skin impedance, school of
electronics and electrical engineering. Technical report, Kyungpook
National University, 1000.
[Low00] A Low, J. og Reed. Electrotherapy Explained, Principles and Practice.
Butterworth-Heinemann, 2000.
[Mar04] F.H Martini. Fundamentals of Anatomy and Physiology. Pearson
education international, 2004.
[Mot] Motorola. Opto-triac moc3023.
[Mou98] M.H. Mourselas, N. og Granat. Evaluation of patterned stimulation
for use in surface funtional electrical stimulation systems. Medical
Engineering and Physics, vol. 20, 1998.
[Nat] National. Lm555 timer.
[Neu] Neurodan. Information p˚a dansk. www.neurodan.com/infodk.html.
[Nor] Serono Nordic. Multippel sklerose. www.msinfo.nu/affiliates/msinfonu/dk/html/content.htm.
[Nør] K. Nørgaard. Ue’s muskler. www.klaus1.dk/UE/svarUE/muskler/UEmuskl.html.
[Phia] Philips. 8-channel analog multiplexer 74hc4051.
[Phib] Philips. Bilateral switch 74hc4066.
[Phic] Philips. N-channel d-mos transistor bst76a.
[Pop01] Milos R. Popovic. Surface stimulation technology for grasping and
walkin neuroprotheses. IEEE, vol. 01, 2001.
[Pow] Powerlab. Nerve stimulation. www.adinstruments.com/research/appnotes/Nervestimulation-
ALB17d.pdf.
[Qui98] et al. Quintern, J. Application of functional electrical stimulation in
paraplegic patients. NeuroRehabilition, 10, 1998.
74

[Ros88] J et al. Rosell. Skin impedance from 1hz to 1mhz, transactions on
biomedical engineering. Not yet known!, vol. 35(no. 8), 1988.
[Sch85] Robert F. Schmidt. Fundamentals of neurophysiology. 1985.
[Sed98] Sedra/Smith. Microelectronic Circuits. Oxford, 2. edition, 1998.
[Sema] Fairchild Semiconductor. 7-segment decoder 74ls47.
[Semb] Fairchild Semiconductor. Hex schmitt trigger 74ls14.
[Stiwn] Thomas Stieglitz. Neural prosthetics group. FhG-IBMT, unknown,
unknown.
[Wak01] John F. Wakerly. Digital Design. Prentice Hall International, Inc.,
2001.
75

Del I
Appendiks
76

Bilag A
Nerver
Nervesystemet best˚ar af nervevæv og bindevæv og har tre hovedfunktioner. Den
første er at modtage fysiske og kemiske p˚avirkninger, der kommer udefra eller
opst˚ar i selve organismen. Den anden er, at bearbejde disse p˚avirkninger inden
for centralnervesystemet og den tredje er at igangsætte og regulere motorisk og
sensorisk aktivitet.[BM99]
Nervesystemet inddeles i det centrale nervesystem (CNS) og det perifere
nervesystem (PNS). CNS best˚ar af hjernen og rygmarven, og er ansvarlig for koordinering
af sensoriske og motoriske signaler.[Mar04] PNS best˚ar af nervetr˚ade,
som forbinder CNS med kroppens øvrige systemer og organerne. PNS er opdelt
i afferente- og efferente fibre. De afferente fibre leverer sensorisk information fra
sanseorganerne til CNS, mens de efferente fibre viderebringer motoriske impulser
fra CNS til muskler og kirtler. De motoriske fibre, som sender impulser til
skeletmuskulaturen, hører til det somatiske nervesystem, som er under viljens
kontrol. De efferente fibre, som sender impulser til glat muskulatur, hører til det
autonome nervesystem, som mennesket ikke har indflydelse p˚a.[Mar04][ea98]
A.1 Neuroner
Nervevævet best˚ar af neuroner, som kan antage forskellig form og størrelse alt
efter, hvor i kroppen de findes. Selvom neuroner ser forskellige ud, har de en
fælles grundopbygning. Det multipolære neuron er opbygget af soma (cellekroppen)
som er forbundet med dendritter og et axon (Figur A.1).[Mar04]
77

Figur A.1: Oversigt af et multipolært neuron [Mar04]
Soma indeholder mitokondrier, ribosomer, nucleus (cellekernen) og perikayonet
(cellelegemet). Nucleus indeholder arveanlæg og nucleolus, som producerer
ribosomer. Perikaryonet indeholder organeller, der leverer energi og syntiserer
organisk materiale, især de kemiske neurotransmittere, der er vigtige for kommunikationen
mellem celler. Fra soma fremkommer dendritter, som er korte
udløbere. Dendritterne modtager information i form af elektriske impulser fra
andre neuroner og leder dem ind i cellelegemet. Fra soma udløber der ogs˚a
et axon, hvis funktion er at føre nerveimpulserne fra soma til andre neuroner.
Nogle axoner er dækket af en myelinhinde, der har til form˚al at isolere axonerne
fra hinanden, samt danne sm˚a broer, der f˚ar nerveimpulserne til at udbrede sig
hurtigt. Disse sm˚a broer kaldes ranvierske indsnørringer og er ikke dækket af
myelin. En anden faktor, der f˚ar nerveimpulserne til at forløbe hurtigere, er
axonets diameter. Jo større diameteren er, jo hurtigere forløber impulserne. For
enden af axonet sidder synapsen, der er inddelt i flere synapseterminaler, hvor
kommunikationen mellem to celler sker. Neuronet, der afsender et impuls kaldes
den præsynaptiske celle og cellen, der modtager et impuls, som enten kan være
et neuron eller en anden celle, kaldes den postsynaptiske celle.[Mar04]
A.2 Hvilemembranpotentiale
Den spændingsforskel der er intra- og ekstracellulært, kaldes membranpotentialet.
Hvis membranpotentialet er konstant over længere tid, og der ikke forekommer
eksterne p˚avirkninger, kaldes dette hvilemembranpotentialet. Al neural
aktivitet starter med en ændring i hvilemembranpotentialet. I neuroner er hvilepotentialet
cirka −70mV . Grunden til at potentialet er negativt, er den ulige
78

fordeling af K + og Na + ioner intracellulært og ekstracellulært. Den største uligevægt
finder sted for K + ionen, hvor forholdet er 50 : 1 fra den intracellulære
side til den ekstracellulære side. For Na + er forholdet 1 : 10, 8.[Sch85] Hvilepotentialet
dannes ved, der sker en hurtigere K + diffusion ud af cellen end
Na + diffusion ind i cellen. Dette er, fordi membranen er selektiv permeable,
hvilket i dette tilfælde betyder, at membranen er mere permeabel overfor K +
end for Na + . Havde cellemembranen kun været permeable for K + var potentialet
p˚a −90mV , der er K + ligevægtspotentiale, hvorimod hvis den kun havde
været permeabel for Na + var potentialet +60mV , der er ligevægtspotentialet
for Na + .[ea98] Det er antallet af kanaler, og om de er ˚abne eller lukkede, der
afgør membranens permabilitet. I hvile kan ionerne kun diffundere ind eller ud
af cellen igennem passive kanaler, der altid er ˚abne. En anden slags kanaler
er de aktive kanaler. Disse kanaler kan b˚ade være ˚abne og lukkede afhængigt
af, hvilke stimuli de bliver p˚avirket af. Hver aktiv kanal kan have tre stadier;
˚abne, lukkede men villige til at ˚abne sig, eller lukkede og ikke villige til at ˚abne
sig.[Mar04]
N˚ar hvilemembranpotentialet p˚a −70mV er n˚aet, bremses diffusionen af
K + , og K + diffusionen ud af cellen er nu lig Na + diffusionen ud. Grunden til
der ikke indstiller sig en ligevægt er, at Na + /K + pumpen transporterer Na + ud
af cellen og K + ind i cellen.[Sch85] N˚ar hvilemembranpotentialet ikke længere
opretholdes, er det p˚a grund af at et aktionspotentialet forkommer.
A.3 Aktionspotentiale
N˚ar en nervecelle reagerer eller sender en impuls, gøres dette ved hjælp af et
aktionspotentiale. For at udløse et aktionspotentiale kræves en stimulus over
en hvis tærskelværdi. For et axon er dette mellem −60mV og −55mV . Opst˚ar
der sm˚a stimuli, der ikke overstiger denne tærskelværdi, udløses der ikke et
aktionspotentiale. Dette er alt eller intet princippet.
Ved tærskelværdien er cellemembranen mere permeabel overfor Na + ioner,
derfor strømmer disse ind i cellen og for˚arsager en depolarisation, der gør membranen
mere positiv ladet. N˚ar membranpotentialet nærmer sig de +30mV ,
lukkes de kanaler, som Na + strømmer ind ad, hvilket fører til at aktionspotentialet
udløses. Da membranpotentialet er positivt, ˚abnes der kanaler, hvilket
medfører, at K + kan strømme ud af cellen, indtil membranpotentialet igen
nærmer sig hvilepotentialet, dette kaldes repolarisation. N˚ar membranen n˚ar
hvilepotentialet igen, lukkes kanalerne for K + , dette varer et millisekund, og
derfor strømmer der lidt mere K + ud af cellen. Dette bevirker en hyperpolarisation,
hvor membranpotentialet nærmer sig −90mV . N˚ar kanalerne er lukkede
vender membranpotentialet tilbage til hvilestadiet, og et nyt aktionspotentialet
kan forekomme (figur A.2).[Mar04]
79

Figur A.2: Graf af et akktionspotentiale [Mar04]
I en periode efter et aktionspotentialet er det ikke muligt at trigge nervecellen
til et nyt aktionspotentiale, lige gyldigt hvor meget membranen depolariseres.
Nervecellen er i denne periode absolut refraktær (figur A.2). Herefter følger
en relativ refraktærperiode, hvor det er muligt at danne et nyt aktionspotentiale,
men dette kræver et større irritament end normalt. Den relative reflaktær
periode er motoriske neuroner 100 − 200ms [ea98].
N˚ar et aktionspotentiale udløses, er den intracellulære side af membranen
mere negativ end den ekstracellulære side. Dette medfører, at nærliggende positive
ioner tiltrækkes, og de positive ioner, intracellulært, forskydes længere ned
af axonet. Herefter ˚abnes Na + kanalerne i dette omr˚ade, og aktionspotentialet
gendannes. Et aktionspotentiale overleveres fra et sted til et andet ved hjælp
af ladningsforskydning, hvilket vil sige, at ionernes ladning holdes konstant, s˚a
aktionspotentialet kan registreres langt fra nervecellen, men stadig have den
samme styrke.[Mar04] Alt efter om neuronets axon er myeliniseret eller umyeliniseret,
forløber udbredelsen af aktionspotentialet forskelligt. De umyeliniserede
axoner leder nerveimpulsen jævnt hen ad axonet, hvorimod nerveimpulsudbredelsen
i de myeliniserede axoner foreg˚ar i spring fra en ranviersk indsnøring til en
anden, da der kun sker en depolarisation, hvor der ikke er en myelinhinde (figur
A.3). Forskellen p˚a udbredelsen af aktionspotentialet for˚arsager, at aktionspotentialet
ledes hurtigere i de myeliniserede axoner end de umyeliniserede.[ea98]
80

Figur A.3: Umyeliniseret og myeliniserede axoner [ea98]
81

Bilag B
Muskler
De skeletale musklers primære funktioner er at opretholde kroppens holdning
og, ved hjælp af muskelkontraktioner og omsætte kemisk energi til mekanisk
energi i form af bevægelse.
B.1 Muskel opbygning
De skelletale muskler er opbygget af bindevæv, et kapilærnet, motoriske- og
sensoriske nerver samt muskelvæv. De skelletale muskler er inddelt i synergier
alt efter hvilken ledbevægelse, de kan udføre. Muskler samles i sener og fæstnes
p˚a overside af knoglen.[ea98] Muskelceller kaldes ogs˚a for muskelfibre. De er omgivet
af endomysiumet, som er et bindevævslag med et kapilærnet, der forsyner
muskelfibrene med blod. Fibrene er samlet i fasciculi, der er omgivet af perimysiumet,
der ogs˚a er et bindevævslag, men indeholder blodkar og nerver. Fasciculi
og perimysiumet er omgivet af epimysium, der er et tæt lag af collagenfibre,
der adskiller musklerne fra omkringliggende væv (figur B.1). Muskelfiberne er
opbygget af myofibriller, der best˚ar af myofilamenter, som er proteinfibre, der
enten kan være tykke eller tynde. De tykke best˚ar af proteinet myosin, hvor
de tynde best˚ar af proteinerne, actin, troponin og tropomyosin. Hver ende af
en skelletal muskelfiber er fæstnet til indersiden af sarcolemma. Sarcomella er
muskelfibrenes cellemembran, der er omgivet af sarcoplasma (cytoplasma). N˚ar
membranpotentialet i sarcomella ændres og et aktionspotentiale igangsættes,
forløber impulsen igennem cellens T-rør, der er et netværk af sammenhængende
rør.[Mar04]
82

Figur B.1: Muskelfacicle [Mar04]
Myofilamenterne er organiseret i sarcomer, der hver er omsluttet af to Trør.
Sarcomerne best˚ar af et A-b˚and (anisotropt). I midten af A-b˚andet er der
en linie, kaldet for M-linien, der sørger for at myofilamenterne bliver fastholdt i
deres proteinstruktur. Omkring M-lininen findes H-zonen, hvor der kun findes de
tykke filamenter. Dernæst er en zone, hvor der b˚ade er tykke og tynde filamenter.
Efter den zone, ligger I-b˚andet (isotropt), der kun indeholder tynde fillamenter.
I-b˚andet er delt af en Z-linie der afgrænser hver sarcome. Omkring hver myofibril
er et rørsystem formet af det sarkoplasmatiske retikulum, rørsystemet former
nogle kamre der hedder ”terminal cisternae”og sammen med T-rørene danner
disse en triade. Skelletale muskelfibre pumber Ca 2+ ud af cellen og flytter Ca 2+
fra sacoplasmaet med aktiv transport ind i ”terminal cisternae”.[Mar04]
B.2 Muskelkontraktion
Under en muskelkontraktion bliver H-zonen og I-b˚andet mindre og den zone,
hvor b˚ade de tykke og tynde fillamenter er, bliver større (figur B.2).
83

Figur B.2: Myofibril [Mar04]
Z-lininerne rykker tættere sammen, mens A-b˚andet forbliver i dens oprindelige
længde. Det er de tynde filamenter, bevæger mod M-linien p˚a hver sarcome
under en kontraktion, der fører til, at hver myofibril bliver kortere under en
kontraktion.[Mar04]
N˚ar et aktionspotentiale n˚ar synapseterminalen, udløses neurotransmitterne
acetylcholine (ACh) fra mitokondrierne i synapseterminalens cytoplasma. ACh
har til form˚al at øge muskelfiberens cellemembrans permeabilitet og igangsætte
en muskelkontraktion. P˚a cellemembranens overflade sidder sm˚a receptorer, som
binder ACh, efter det er diffunderet over synapsekløften. N˚ar ACh er bundet
til receptorerne, ændres cellemembranens permeabilitet overfor Na + ioner, og
disse strømmer ind i cytoplasmaet. Denne indstrømning fortsætter indtil enzymet
acetylcholinesterase (AChE), som findes i cytoplasmaet, nedbryder ACh.
Na + indstrømningen medfører at et aktionspotentiale i sarcolemma udløses, og
breder sig i hele muskelfiberen. N˚ar aktionspotentialet n˚ar triaderne i muskelfiberen,
udløses Ca 2+ ioner fra det sarcoplasmiske reticulum, og herefter starter
en kontraktionscyklus.[Mar04]
Ved kontraktionscyklusens start er myosinhovedet allerede ladet med den
nødvendige mængde energi, der kræves for, at musklen kan kontrahere. Dette
skyldes, at myosinhovedet virker som enzymet ATPase, der kan nedbryde ATP
84

til ADP og fosfat. Efter nedbrydningen er ADP og fosfat stadig bundet til myosin.
De udløste Ca 2+ ioner binder sig til et troponin molekyle, hvilket svækker
bindingen mellem troponin og actin og medfører, at der dannes en ”Crossbridge”mellem
actin og myosin (figur B.3).
Figur B.3: ”Cross-bridge”mellem actin og myosin [Mar04]
Efter en ”Cross-bridge”drejer myosinhovedet mod M-linien, mens den oplagrede
energi, i form af ADP og fosfat, udløses. ATP bindes atter til myosinhovedet,
hvilket fører til, at bindingen mellem myosin og actin brydes, s˚a der
kan dannes en ny ”Cross-bridge”(figur B.4). ATP spaltes igen til ADP og fosfat
og kontraktionscyklusen gentages.[Mar04]
85

Figur B.4: Efter ”Cross-bridge”drejer myosinhovedet mod M-linien, hvorefter
en ny ”Cross-bridge”dannes [Mar04]
N˚ar AChE har nedbrudt al ACh, ophører genereringen af aktionspotentialerne.
Det sarcoplasmiske reticulum absorberer alle Ca 2+ ioner, hvilket betyder,
at Ca 2+ koncentrationen i sarcoplasmaet falder hurtigt. N˚ar Ca 2+ koncentrationen
er i hvile, kan der ikke længere forekomme ”Cross-bridge”, og kontraktionen
er ovre. Musklen slapper af og vender tilbage til dens normal længde
igen.[Mar04]
B.3 Irritationsprocessen og udtrætning af musklen
Muskelkontraktioner bliver styret af impulser fra det centrale nervesystem (CNS).
Impulser bliver sendt i form af aktionspotentialer, og overføres til musklerne ved
den neuromuskulære forbindelse, som er forbindelsen mellem neuronets synapseterminaler
og muskelfibrene (figur B.5).[Mar04]
86

Figur B.5: Oversigt af den neuromuskulære forbindelse [Mar04]
Hver muskelfiber styres af et neuron, mens hvert neuron kan styre op til
flere tusinde muskelfibre, kaldet en motorisk enhed. Sm˚a bevægelser styres af
motor enheder med et lille antal muskelfibre, mens større bevægelser styres af
motor enheder med mange muskelfibre.[Mar04] Alle muskelfibre i en motorisk
enhed er af samme type og vil under kontraktionen alle indenfor hver enhed
deltage.[BM99] Muskelfibrene opdeles i forskellige typer efter deres strukturelle
og funktionelle egenskaber. De to hovedtyper af muskelfibre som noget forskelligt
kaldes; de røde og de hvide, type I og type II eller de langsomme og de
hurtige.[ea98]
Type I er de røde vaskulære muskelfibre, som er dominerende i posturale
muskler. De er langsomme til at kontrahere og afslappe musklen igen, fordi
motorneuronet, der forsyner dem, er med et lille diameter, hvorved ledningshastigheden
og fyringsfrekvensen er lav. De indeholder mange iltnings enzymer
og vil kunne arbejde i lang tid uden at trættes.[Low00] Kraften ved en enkelt
kontraktion i den motoriske enhed n˚ar maximum efter 100ms og klinger af efter
200 − 300ms.[BM99]
Type II er de hvide og mindre vaskulære muskelfibre. Motorneuroner, der
forsyner dem, er større i diameter og har højere ledningshastighed.[ea98] Ved
en enkeltkontraktion opn˚as kraftmaksimum allerede efter 30 − 40ms, men fibrene
udtrættes hurtigt [BM99]. Type II fibrene udvikler betydelig større kraft
end type I fibrene og desuden er de organiseret i større motoriske enheder,
men udtrættes som sagt hurtigere. Udtrætning af musklen er kontroleret ved
en asynkron variation af de enkelte motor enheder der er involveret. Ved en for-
87

længet kontraktion viser udtrætningen sig ved, at flere motorenheder benyttes
for at oprethold kraften.[Low00]
B.4 Muskeltræthed
Muskeltræthed er manglende evne til at opretholde en ønsket kraftudvikling
[?]. Under h˚ardt muskelarbejde sker der et kaliumtab fra muskelcellerne der er
større end den kapacitet som Na/K-pumpen kan regulere. Der sker derfor en
ophobning af kalium udenfor muskelcellerne, hvilket medfører en depolarisering
af muskelcellerne. En depolariseret muskelcelle er svær at aktivere og en høj
kaliumkoncentration udenfor muskelcellerne vil hæmme musklerne.[?]
B.5 Den mekaniske reaktion
N˚ar en muskelfiber stimuleres af et aktionspotentiale fra den motoriske neuron,
vil den efterfølgende tværbrodannelse mellem myosinhovederne og actinmolekylerne
resultere i en mekanisk reaktion som kan have tre forskellige forløb; en isometrisk
koncentrisk, en koncentrisk kontraktion eller en exsentrisk kontraktion.[ea98]
Stimuleres den samme muskelfiber flere gange med passende mellemrum f.eks
200 − 300ms, vil den reagere præcis p˚a samme m˚ade hver gang.[ea98] Hvis
irritationsfrekvensen øges vil næste irritament ramme fiberen før den første enkeltkontraktion
er overst˚aet. Resultatet bliver at spændingen i muskelfiberen
stiger for hvergang den stimuleres. Hvis frekvensen af aktionportentialerne ødes
yderligere vil musklen p˚a et tidspunkt udvikle den største mulige vedvarende
spænding. Denne maximale spænding kaldes en glat tetanus.[ea98]
Under tetanisk kontraktion udløses aktionspotentialerne s˚a hurtigt efter hinanden,
at der hele tiden diffunderer Ca 2+ ud i det sacroplasmatriske reticulum,
s˚a koncentrationen af Ca 2+ hele tiden vil være høj. Dette betyder, at bindingerne
af Ca 2+ til troponin hele tiden er maximale og at der vil være tid til
en effektiv forspænding af de eftergivende elementer i muskelfiberen, s˚aledes
at spændingsudviklingen bliver maximal.[ea98]
88

Bilag C
Hudimpedans
I afsnittet om hudimpedans forklares og undersøges betydningen og karakteristikken
af impedans i hudvæv. Dette gøres ud fra et opstillet forsøg til registrering
af hudimpedans. Form˚alet er, at modellere elektrode- og hudimpedansen
som et elektrisk kredsløb, for at opstille realistiske krav til stimulatoren. Dette
skal senere anvendes til test af den elektriske stimulator inden forsøg p˚a testpersoner
udføres; hovedsageligt af sikkerhedsmæssige ˚arsager.
Hudimpedansen har stor betydning for, hvordan en elektrisk stimulator skal
designes. Impedansen er afgørende for hvor stor en strøm, der kan sendes gennem
vævet, med en given spænding til r˚adighed. Impedansen afhænger af en
lang række faktorer og kan forst˚as som en frekvansafhængig modstand. Nogle
af disse faktorer er hudens tykkelse, temperatur, fugtigheden, alder og aktiviteten
af svedkirtlene i huden. I et forsøg fra 1988 blev det undersøgt, hvordan
hudimpedans ændres over et stort frekvensspektrum. Form˚alet var at opstille
et modelleret kredsløb af hudimpedans og undersøge, hvordan rensning og afraspning
af huden inden m˚alingerne kunne give markante reduceringer i impedansen
[Ros88]. Resultatet af forsøget, kan ses p˚a figur C.1. Det vil forsøges at
opn˚a lignende resultater i dette forsøg.
89

Figur C.1: Hudimpedans for 10 personer, 10 forskellige steder p˚a kroppen uden
rensning af huden. [Ros88]
Impedansm˚alinger kan inddeles i 4 kategorier:
1. Gel-impedans
2. Elektrodeimpedans
3. Hudimpedans
4. Underliggende vævsimpedans
Reelt set er den hudimpedans man m˚aler summen af den totale impedans, og
er givet ved
Ztotal = Zgel + Zelektrode + Zhud + Zvæv
(C.1)
I teksten vil der fremover benyttes hudimpedans ækvivalent med den totale impedans
(Ztotal), da det er irrelevant for projektet hvor stor en del af modstanden,
der optræder i hver af de 4 elementer for Ztotal.[Ros88]
C.1 M˚aling af hudimpedans
Elektroderne der blev anvendt i forsøget var elektroder af typen Ag/AgCl. Den
ene elektrode blev placeret over nerven peroneus profondus, distalt for caput
fibula p˚a underbenet. Den anden p˚a musklen tibialis anterior. M˚alingerne blev
opstillet som et “worst-case” for én forsøgsperson, hvor huden ikke blev renset,
afraspet og barberet. Elektroderne blev forbundet til hardware og software, der
automatisk udlæste grafer og genererede m˚aleværdier i ascii- og Matlab-format.
Hudimpedansen blev m˚alt ved at lave et frekvens-sweep fra 0 til 100kHz med
en m˚alestrøm p˚a cirka 10µA. Figur C.2 viser m˚alingerne plottet i Matlab for
worst-case, med frekvensen plottet ad den logaritmiske x-akse og impedans og
90

fase plottet ad den reelle y-akse. Endvidere er 50Hz støj fra lysnettet fjernet og
værdier for lave frekvenser midlet. Grunden til midlingen af amplituden for lave
frekvenser, er at udstyret sweeper kort ved hver frekvens, hvilket betyder, at de
lave frekvenser ikke n˚ar igennem en hel svingning og dermed bliver spredningen
p˚a amplituden stor.
Figur C.2: Bode-plot af worst-case for forsøgspersonen
Det ses at impedansen ved lave frekvenser antager værdier liggende i størrelsesordenen
20kΩ og ved høje frekvenser værdier p˚a knap 200Ω. Ud fra grafen ses det, at
huden har samme effekt som et højpass filter. Dette giver anledning til at modellere
et kredsløb med en kapacitiv egenskab, for at efterligne knækfrekvenserne
p˚a grafen. Ligeledes ses det, at fasen er skiftende fra cirka 0 ◦ ved lave frekvenser
under 20Hz, ned til −80 ◦ i et frekvensomr˚ade fra 200 til 1000Hz, og tilbage til
cirka 0 ◦ for frekvenser liggende over 1000Hz. Disse faseskift betyder, at der i
laplace-transformationen af vores modellerede kredsløb findes nulpunkter og poler,
hvor fasen skifter. M˚alingerne blev ogs˚a foretaget p˚a andre forsøgspersoner,
hvor lignende resultater blev opn˚aet.
91

C.2 Modellering af elektrisk kredsløb
Ud fra worst-case m˚alingerne (figur C.2), opstilles følgende kredsløbsmodel for
hudimpedans’, der refereres til som Cole’s model for hudimpedans. [Ros88] (figur
??)
Figur C.3: Modelleret kredsløb for hudimpedans, baseret p˚a Cole’s model.
[Lee00]
Kredsløbet best˚ar af to modstande og en kondensator. Den ene modstand
R15 er i parallel med kondensatoren C9 og disse to komponenter er yderligere sat
i serie med modstanden R14. Ved lave frekvenser vil kondensatoren fungere som
en afbrydelse og den totale modstand i kredsløbet vil være givet ved R14 i serie
med R15. Ved høje frekvenser vil kondesatoren fungere som en kortslutning og
den samlede modstand i kredsløbet vil være givet ved R14. Modstandende R14
og R15 kan findes ved at aflæse dem p˚a figur C.2, som den mindste og største
modstand. Størrelsen af kondensatoren kan findes ved estimering af knækfrekvenser
ud fra grafen for worst-case.
Et udtryk for impedans i laplace-domænet opstilles, s˚a det er muligt at
analysere og bestemme kapacitansen ved hjælp af et bode-plot. Et bode-plot
afspejler, hvordan realdelen og imaginærdelen af et system opfører sig i forhold
til frekvensen. For at opstille den samlede impedans i laplace-domænet, laplacetransformeres
de enkelte komponenter hver for sig.
Ohm’s lov laplacetransformeres og der f˚as, p˚a samme m˚ade som i tidsdomænet,
forholdet mellem V og I udtrykt ved
Z(s) =
V (s)
I(s)
(C.2)
Hvor Z(s) er impedansen. For den komplekse komponent, kondensatoren, giver
terminalloven i tidsdomænet at
IC(t) = C · d
dt · VC(t) ⇔ VC(t)
IC(t)
= 1
C · d
dt
(C.3)
Udtrykket for kondensatoren laplacetransformeres. Herved f˚as at terminalloven
for en kondensator i laplace-domænet er givet ved
92

1
ZC(s) = 1
s · C +
1
s · V (0−)
(C.4)
hvor s·V (0−) er begyndelsesbetingelsen.
Der vælges i ovenst˚aende udtryk for den laplace-transformerede kondensator
at se bort fra begyndelsesbetingelsen, da det antages at spændingsfaldet over
elektroderne og den oplagrede energi i kondensatoren til tidspunktet t(0−) = 0.
Dette giver følgende udtryk for kondensatoren
ZC(s) = 1
(C.5)
s · C
hvor ZC(s) er impedansen for kondensatoren.
Laplace-transformeres en modstand R, fra tidsdomænet til laplace-domænet
f˚as modstanden selv. Det vil sige, at udtrykket for en modstand i tidsdomænet
er det samme som i laplace-domænet [ea97].
ZR(s) = R
De samme love der gælder for serie og parallelforbindelser i tidsdomænet, gælder
ligeledes i laplace-domænet. Fordelen er, at laplace-domænet tillader regning p˚a
impedans for komplekse komponenter p˚a tilsvarende vis som modstande i tidsdomænet.
Efter laplacetransformationen indsættes de laplace-transformerede
komponenter i et udtryk svarende til den samlede impedans
Zsamlet(s) =
1
sC · R15
1
sC
+ R14 ⇔ Zsamlet(s) =
+ R15
R15
+ R14 (C.6)
1 + R15 · sC
Udfra vores m˚aledata p˚a figur C.2 aflæses R14 og R15 til:
R14 = 200Ω og R15 = 20kΩ
Kapacitansen C fastsættes s˚a den modellerede graf ligner m˚alegrafen for worstcase
mest muligt. Opførslen af det modellerede kredsløb er, for frekvenser fra 0
til 100kHz, plottet i Matlab, og grafen for kredsløbet ses p˚a figur C.4. Kapacitansen
er herefter fastsat til
C9 = 220nF
93

Figur C.4: Graf over modelleret kredsløb for hudimpedans
P˚a figur C.4 repræsenterer impedansen og fasen med rimelighed impedansen
fra m˚aledata. Hvis der endvidere udregnes poler og nulpunkter i formel C.6, f˚as
de steder hvor impedansen henholdsvis knækker ned med 20 dB/dec og stiger
med 20 dB/dec. Ligeledes f˚as de steder, hvor fasen forskydes med henholdsvis
−90 ◦ og 90 ◦ .
Overføringsfunktionen er givet ved
R15
H(s) =
+ R14
1 + 2jπ · fC · R15
(C.7)
s erstattes af jω for at bestemme kredsløbets opførsel ved dets frekvensresponsfunktion
H(jω).
| H(jω) |=
H(jω) =
| R15 |
| 1 + 2jωC · R15 | + | R14 |⇔ (C.8)
R15
+ R14
(C.9)
1 + (jωC · R15) 2
94

Da ω er givet ved 2πf f˚as
H(j2πf) =
R15
1 + (jπfC · R15) 2 + R14 ⇔ (C.10)
H(j2πf) = R15 + R14( 1 + (2jπfC · R15) 2 )
1 + (2jπfC · R15) 2
(C.11)
Hvis frekvensresponsfunktionens tæller sættes lig med 0 kan nulpunktet
beregnes:
R15 + R14( 1 + (2jπfC · R15) 2 ) = 0 ⇔ (C.12)
0 = R15 + R14( 1 − (7, 6430 · 10 −4 f 2 )) ⇔ (C.13)
10001 = (7, 6430 · 10 −4 f 2 )) ⇔ (C.14)
f = 3617Hz (C.15)
Hvis frekvensresponsfunktionens nævner sættes lig med 0 kan polen beregnes:
( (1 + (2jπfC · R15) 2 ) = 0 ⇔ (C.16)
0 = ( 1 − (7, 6430 · 10 −4 f 2 )) ⇔ (C.17)
f = 36 Hz
Som det ses p˚a figur C.2 knækker impedansen ned med 20dB/dec ved cirka
35Hz og op med 20dB/dec omkring 3500Hz ved værdien 200Ω og følger dermed
den modellerede graf. Fasen følger ligeledes tilnærmelsesvis den modellerede
graf, med en fase p˚a −45 ◦ ved cirka 35Hz og igen ved cirka 3500Hz.
P˚a figur C.5 ses et kredsløbsdiagram af det modellerede kredsløb, med de
bestemte værdier p˚atrykt.
Figur C.5: Modelleret kredsløb for hudimpedans
95

En vigtig faktor for kredsløbets egenskaber er i hvor høj grad, inden stimulation,
at huden barberes, afraspes og renses. Det blev erfaret fra andre m˚alinger
at R15 værdien for kredsløbet kan variere alt efter individuelle anatomiske forskelle
[Ros88]. I praksis betyder det, at ved at fjerne meget af det øverste hudlag,
kan hudens kapacitive effekt næsten fjernes helt og huden vil opføre sig tilnærmelsesvis
som en aftagende lineær modstand p˚a omkring 200 − 500Ω. Dette
kan give problemer ved overgangen mellem test p˚a det modellerede kredsløb
og test p˚a patienter, da det ikke er sikkert, at den ønskede stimulationsstrøm
opn˚as p˚a en person med højere impedans end p˚a det modellerede kredsløb. N˚ar
der arbejdes med en begrænset spænding p˚a 60V , er det derfor nødvendigt at
afraspe og forberede huden. Dette gøres for at mindske impedansen og derved
undg˚a at testpersonens impedans overg˚ar worst case tilfældet.
96

C.3 Kemiske reaktioner
Alt efter hvor stor den tilførte stimuleringsstrøm er, eller med hvilken impulsform
der tilføres, har huden forskellige egenskaber og kemiske reaktioner. Hvis
stimulationsamplituden er meget lav, vil der ikke ske en vandring af elektroner
fra elektroden til elektrolytten. Ved højere amplituder vil der forløbe irreversible
eller reversible kemiske reaktioner. Faradays processer betyder en
krydsning af ladningen over grænsefladen ved elektron flytning. Overførelsen af
ladning af metal elektroner sker oftes via Faradays proces og kemiske reaktioner
vil forløbe[Stiwn]. De kemiske reaktioner inkluderer korrosion af elektroder,
elektrolyse og biologiske redox reaktioner.[Stiwn]
C.3.1 Irreversible reaktioner
Irreversible Faradiske reaktioner inkludere reaktioner som er skyld i korrosion
af metallet i elektroden. Reaktionen for en Ag/AgCl elektroden er:
Ag + 4Cl − → [AgCl4] 2− + 2e −
Elektrolyse fører til frigivelse af H2 eller O2 og skift i pH værdi som følge
af ændring i mængden af H + ioner.
Hvis elektrolytopløsningen betragtes best˚ar ionerne af Na + , Cl − H + og
OH − .
De positive ioner, H + og Na + , der bevæger sig mod den negativ elektrode,
gennemløber følgende reaktion:
2H → H2
Gassen H2 frigives og eftersom H + koncentrationen falder, stiger pH under
elektroden. Den anden reaktion der forløber er:
2Na + 2H2O → 2NaOH + H2
De negative ioner, Cl − og OH − , der bevæger sig mod den positive elektrode,
gennemløber følgende reaktioner. Cl − afgiver en elektron til elektroden:
2Cl2 + 2H2O → 4HCl + O2
Mængden af gassenerne, der er produkter af de kemiske reaktioner, er lille
og har en tendes til at opløses i vandet igen. Det er først ved store spændinger
at gasbobler vil forekomme.
Disse irreversible processer er uønskede eftersom det ændrer det biologiske
miljø i vævet og kan give skade p˚a vævet. Dette er en følge af, at der stimuleres
med monofasisk impulsform.[Bio95]
C.3.2 Reversible reaktioner
Hvis den akkumulerede ladning hives ud af vævet, kaldes de reaktioner der sker
reversible Faradisker reaktioner. Reaktioner er reversible, hvis en modsatrettet
strøm tilføres.[Stiwn] Et eksempel p˚a s˚adanne reaktion er metal hydrogen
kompleks[Bio95].
97

Ag + H + ↔ Ag − H
Ag + H2O + e − ↔ Ag − H + OH −
Disse reaktioner skaber ikke nye kemikalier i det biologiske miljø.
98

Bilag D
1
Kondensatoren best˚ar af to elektrisk ledende plader, der er adskilt af et elektrisk
isolerende materiale. Grundet dette materiale kan ladning ikke flytte sig
fra den ene plade til den anden i kondensatoren. P˚atrykkes en spænding p˚a
kondensatoren, vil der opst˚a en numerisk lige stor ladning q p˚a begge plader,
s˚a den totale ladning er altid nul. Ladningen q bestemmes ved ligning ??.[ea97]
q = Cv (D.1)
hvor v er spændingen over kondensatoren og C er kondensatorens kapacitans
m˚alt i farad (F ).
Differentieres ligning D.1 p˚a begge sider med hensyn til t, f˚as kondensatorens
terminallov, idet definitionen p˚a strøm er ladning per tid.
dq
dt
= C dv
dt
⇔ i(t) = C dv
dt
(D.2)
For at finde spændingen over kondensatoren integreres begge sider af ligningen
D.2.
vc(t) = 1
C i(t)dt + v(t0)
hvor vt0 er begyndelsesspændingen.[ea97]
For at finde ligningerne, der udtrykker op- og afladning af kondensatoren
i huden, opstilles 2 kredsløb, 1 for opladning og 1 for afladning. Opladningskredsløbet
indeholder en spændingsforsyning vs, 2 modstande (R1 og R2) med
spændingsfaldet vR1+R2 og en kondensator med kapacitansen C og spændingsfaldet
vc(0) til tiden 0 (figur D.1).
99

Figur D.1: RC-kredsløb til bestemmelse af opladning af en kondensatoren i
huden
R1 sidder i parallel med R2 set fra kondensatoren. Den samlede modstand
udregnes og kaldes herefter Rs−opladning:
R1 = 200Ω
R2 = 20kΩ
Rs−opladning = 198Ω
Kredsløbet for afladning har foruden R1 og R2 en afladningsmodstand, R3,
der sidder i serie med R1. Den samlede modstand kondensatoren ser under
afladning bliver derfor:
Rs−afladning = 1, 1kΩ
Kredsløbet p˚a figur D.1 laplacetransformeres, og følgende kredsløb kan opstilles
(figur D.2).
Figur D.2: Laplacetransformationen af kredsløbet p˚a figur D.1
Der foretages en KVL, p˚a hele kredsen i det laplacetransformerede kredsløb,
for at bestemme strømmen I(s). Rsamlet er herefter den samlede modstand
kondesatoren ser. Om det er under afladning eller opladning tages der først
højde for n˚ar de specifikke grafer tegnes.
100

Vs Vc(0)
s − s = VRsamlet + Vc
Vs−Vc(0)
s
= I(s)(Rsamlet + 1
sC )
I(s) = Vs−Vc(0)
s
Rsamlet+ 1
sC
I(s) =
S +
Vs−Vc(0)
Rsamlet
1
RsamletC
Ligning D.3 invers laplacetransformeres.[ea97]
(D.3)
i(t) = vs − vc(0) −t
R e samletC (D.4)
Rsamlet
Udfra ligning D.4 benyttes en KVL p˚a kredsen p˚a figur D.1 for at bestemme
vc(t).
vc(t) = vs − vR−samlet(t)
vc(t) = vs − Rsamleti(t)
vc(t) = vs − (vs − vc(0))e
vc(t) = vs(1 − e
−t
RsamletC ⇔ (D.5)
−t
−t
RsamletC R ) + vc(0)e samletC (D.6)
N˚ar kondensatoren oplades, er vc(0) lig med nul, og derfor kan ligning D.6
reduceres til følgende.
vco(t) = vs(1 − e
−t
RsamletC )
Aflades kondensatoren, g˚ar vs mod nul, og derfor kan ligning D.6 reduceres til
følgende.
vca(t) = vc(0)e
−t
RsamletC Ved at isolere t i ligning D.5 findes den tid, det vil tage at op- eller aflade en
kondensator fra en begyndelsesspænding vc(0) til en vilk˚arlig spænding vc(t).
vc(t) = vs − (vs − vc(0))e −t
RC ⇔ e −t
RC = vs−vc(t)
vs−vc(0)
t = RCln vs − vc(0)
[ea97] (D.7)
vs − vc(t)
101

Del II
Bilag
102

Komponentliste
103

Bilag E
Test af den elektriske
stimulator
I dette bilag vil de forskellige moduler i den elektriske stimulator blive testet for
funktionalitet i henhold til de kravspecifikationen. Der henvises til det samlede
kredsløb i bilag ?? og ??.
E.1 Hælkontaktmodulet
Efter implementeringen ønskes det at teste, hvorvidt den trykfølsomme modstand
R1 er i stand til at lukke og ˚abne for resten af kredsløbet, n˚ar patientens
hæl henholdvis er sat p˚a jorden eller løftet. Endvidere ønskes det at teste funktionaliteten
af den tilføjede hysterese i modulet, s˚a aktivering af hælkontakten
giver et kontrolleret output fra komperatoren.
Testen udføres ved at m˚ale output fra komperatoren. Output er enten lavt
eller højt, og i praksis er dette henholdsvis maksimalt 0, 4V for lavt output og 5V
for højt output [Insb]. S˚a længe R1 ikke p˚avirkes, forventes det at komperatoren
giver et højt output. N˚ar trykket p˚a R1 øges, forventes en lav spænding p˚a
den positive inputterminal af komperatoren, hvilket resulterer i et lavt output
fra komperatoren. Spændingsforskellen over output fra komperatoren og jord
m˚ales med et oscilloskop n˚ar R1 ikke p˚avirkes og n˚ar R1 belastes. For at teste
funktionaliteten og stabiliteten af den tilføjede hysterese, m˚ales outputtet fra
komperatoren henholdsvis med og uden hysterese som en del af kredsløbet.
E.1.1 Resultat
Efter implementeringen af hælkontakten viste oscilloskopet en afvigelse mellem
det forventede resultat og de faktiske m˚alinger for lavt og højt output fra
komperatoren.(tabel E.1).
Testen uden hysterese viste at ouput p˚a komperatoren skiftede tilstand mellem
høj og lav cirka hvert mikrosekund uden at stabilisere sig. Ved tilkobling
af hysterese kunne et stabilt signal registreres p˚a udgangen.
104

Forventet m˚aling Faktisk m˚aling Afvigelse
Komperatoroutput 5 V 4,8 V 4,0%
Komperatoroutput max 0,4 V 0,2 V 0,0%
Tabel E.1: Forventede og faktiske m˚alinger samt afvigelser for hælkontaktforsøg
E.2 Signalgenereringsmodul
Signalgenereringsmodulet er opbygget af tre multivibratorer. Det ønskes at teste,
hvorvidt det implementerede multivibratorkredsløb er i stand til at generere
det valgte signal, og hvorvidt kredsløbet kan interagere med hælkontaktmodulet.
Testen udføres ved at sætte en 5V spænding p˚a hælkontaktmodulet s˚a output
fra komperatoren i hælkontaktmodulet bliver højt. En puls med en pulsbredde
p˚a under 100µs forventes at kunne registreres p˚a outputterminalen af
den astabile multivibrator. Pulsperioden kan varieres p˚a de eksterne modstande
ved hjælp af en analog switch. Dernæst tilkobles den monostabile multivibrator
med input fra den astabile multivibrators output. Det forventes at den monostabile
multivibrator g˚ar høj i 100µs, 200µs eller 500µs alt efter indstillingen
p˚a dennes analoge switch. P˚a output af AND gaten skal en pulsperiode og en
pulsbredde, afhængig af indstillingerne p˚a de analoge switches, registreres, som
indikation for at den monostabile multivibrator fungerer. Et oscilloskop bruges
til at m˚ale spændingsforskellen mellem output af AND gaten og jord. Endvidere
m˚ales outputtet p˚a den monostabile multivibrator, der sender signalet videre
til opto-triac. Her forventes at registrere en puls med en pulsbredde p˚a 50µs,
der skal aktivere dioden i opto-triacen.
E.2.1 Resultat
Resultatet af testen af signalgenereringsmodulet kan ses i tabel E.2.
Oscilloskopet viste en pulsbredde af signalet fra den astabile multivibrator
p˚a 72µs, hvilket er acceptabelt til dens form˚al da dette ikke for˚arsager
en dobbelt trigging. Der registreredes endvidere afvigelser p˚a 5%, 2% og 3,3%
for pulsperiodeerne 50Hz, 40Hz og 33Hz, for den astabile multivibrator, der
s˚aledes overholder afvigelseskravet.
105

Pulsbredde, astabil multivibrator
Pulsperiode, astabil multivibrator
Pulsperiode, astabil multivibrator
Pulsperiode, astabil multivibrator
Pulsbredde, 1. monostabile multivibrator
Pulsbredde, 1. monostabile multivibrator
Pulsbredde, 1. monostabile multivibrator
Pulsbredde, 2. monostabile multivibrator
Pulsperiode, 2. monostabile multivibrator
Pulsperiode, 2. monostabile multivibrator
Pulsperiode, 2. monostabile multivibrator
Forventet m˚aling Faktisk m˚aling Afvigelse
< 100 µs 72µs 0,0 %
21,0 ms 22,0 ms 5,0 %
25,0 ms 25,5 ms 2,0 %
30,0 ms 31,0 ms 3,3 %
100 µs 101 µs 1,0 %
200 µs 210 µs 5,0 %
500 µs 515 µs 3,0 %
50 µs 50 µs 0,0 %
21,0 ms 22,0 ms 5,0 %
25,0 ms 25,5 ms 2,0 %
30,0 ms 31,0 ms 3,3 %
Tabel E.2: Forventede og faktiske m˚alinger samt afvigelser for signalgenereringsforsøg
106

Figur E.1: 33Hz, 40Hz og 50Hz pulsfrekvens genereret af den astabile multivibrator.
Oscilloskopet viste en pulsbredde p˚a 101µs, 210µs eller 515µs som output
fra den 1. monostabile multivibrator, uden uacceptable afvigelser (figur E.2).
107

Figur E.2: 101µs, 210µ og 515µs pulsbredder genereret af den første monostabile
multivibrator.
M˚aling p˚a den anden monostabile multivibrator med oscilloskopet viste en
passende pulsbredde p˚a 50µs til aktivering af opto-triacen og en pulsfrekvens
svarende til frekvensen genereret af den astabile multivibrator.
E.3 Digitalstyringsmodul
Funktionen af modulet er digitalregulering af vin spændingen til op ampen i
reguleringsmodulet. Det ønskes at kontrollere, hvorvidt prel fjernes fra indgangstrinnet
til den digitale 3-bit tæller. Endvidere skal der testes om den
digitale tæller kan tælle 8 niveauer, fra 0 til 7. Displayet skal starte p˚a laveste
stimulationsniveau - niveau 0 - n˚ar apparatet tændes. Ligeledes skal der testes
om den ønskede vin spænding p˚a op ampen i reguleringsmodulet, svarer til den
teoretisk fastsatte spænding.
Den første test udføres ved at trykke en enkelt gang p˚a op eller ned kontakten
og herefter registrere, hvorvidt displayet tæller en eller flere gange op eller
ned. Ved én tælling op eller ned per tryk p˚a kontakterne kan det konkluderes
om prel, p˚a en tilfredstillende m˚ade, er fjernet fra kontakterne. Derefter testes
den digitale tæller for, hvorvidt den er i stand til at tælle fra 0 til 7. Dette
gøres ved at trykke p˚a op- og nedkontakterne til displayet n˚ar 7 eller 0, og
derefter konstateres det om displayet kan tælle længere end de to grænser. N˚ar
108

spændingen sættes p˚a, aflæses der om displayet starter p˚a niveau 0. Den sidste
test omhandlende vin spændingen til op ampen i reguleringsmodulet udføres
ved at m˚ale indgangsspændingen p˚a op ampen med et oscilloskop ved de 7
niveauer.
E.3.1 Resultat
Efter test af kontakterne kan det konstateres at al prel er fjernet fra kontakterne,
da de ved ét tryk, for˚arsager ét skift p˚a den digitale tæller. Endvidere observeres
at tælleren er begrænset til niveauerne 0 til 7, da tælleren ikke kan tælle over
eller under disse værdier. Displayet starter dog p˚a niveau 7, n˚ar spændingen
p˚asættes, hvilket ikke stemmer overens med kravet om et startniveau p˚a 0.
I tabel E.3 ses de registrerede værdier test af vin spændingen
Niveau Forventet m˚aling Faktisk m˚aling Afvigelse
vin til op amp 0 0,31 V 0,29 V 6,5 %
vin til op amp 1 0,63 V 0,62 V 1,6 %
vin til op amp 2 0,94 V 0,88 V 6,4 %
vin til op amp 3 1,25 V 1,16 V 7,2 %
vin til op amp 4 1,56 V 1,45 V 7,1 %
vin til op amp 5 1,86 V 1,70 V 8,6 %
vin til op amp 6 2,17 V 1,95 V 10,1 %
vin til op amp 7 2,50 V 2,30 V 8 %
Tabel E.3: Forventede og faktiske m˚alinger samt afvigelser for digitalstyringsforsøg
Det ses at alle niveauer, p˚anær niveau 1, afviger mere end de accepterede
+/ − 5% og opfylder s˚aledes ikke kravene til vin spændingen til reguleringsmodulet.
E.4 Reguleringsmodul
Det ønskes at teste, hvorvidt der kan registreres et signal p˚a op ampens udgang,
hvilket indikerer at op ampen videresender stimulationssignalet fra digitalstyringsmodulet
korrekt. Endvidere ønskes det at teste om op ampen regulerer
spændingen, s˚a der altid ligger det samme spændingsfald over vin+ og jord og
over vin− og jord. Ved registrering af et spændingsfald over modstanden i reguleringsmodulet
(R16) kan det ogs˚a bekræftes, at FETen fungerer og er i stand
til at ˚abne for strømgennemgangen, n˚ar et stimulationssignal passerer.
Testen udføres ved at m˚ale med et oscilloskop p˚a udgangen af op ampen.
Det forventes at en stimulationspuls, afhængig af indstillingerne p˚a de analoge
switch i signalgenereringsmodulet, registreres. Ligeledes m˚ales spændingsforskellen
mellem tilbagekoblingen p˚a op ampen med oscilloskopet, der forventes
at være lig med indgangsspændingen p˚a op ampen, bestemt af digitalstyringsmodulet.
Strømmen gennem R16 regnes ud som vin og sammenlignes med den
R16
forventede værdi. Derudover sammenlignes strømmen gennem er R16 med de
109

forventninger der blev stillet i kravspecifikationen. P˚a drain af FETen p˚atrykkes
en spændingsforskel p˚a 5V for at sikre, at denne er ˚aben, n˚ar et stimulationssignal
passerer fra op ampen til FETen.
E.5 Resultat
Resultatet af m˚alingerne for test af reguleringsmodulet ses i tabel E.4.
Niveau Forventet m˚aling: vin
/ kravspec.
Faktisk m˚aling Afvigelser ifølge:
vin / kravspec.
vin = 0, 29V 0 4,7mA / 5,0mA 4,7 mA 0,0 % / 6,0 %
vin = 0, 62V 1 10,0mA / 10,0mA 10,0 mA 0,0 % / 0,0 %
vin = 0, 88V 2 14,2mA / 15,0mA 14,0 mA 1,4 % / 5,3 %
vin = 1, 16V 3 20,2mA / 20,0mA 18,4 mA 8,9 % / 8,0 %
vin = 1, 45V 4 23,4mA / 25,0mA 23,0 mA 1,7 % / 8,0 %
vin = 1, 70V 5 27,4mA / 30,0mA 26,8 mA 2,2 % / 10,7 %
vin = 1, 95V 6 31,5mA / 35,0mA 30,8 mA 2,2 % / 12,0 %
vin = 2, 30V 7 37,1mA / 40,0mA 36,3 mA 2,2 % / 9,2 %
Tabel E.4: Forventede og faktiske m˚alinger samt afvigelser for reguleringsforsøg
Op ampen fungerer som ønsket, da oscilloskopet viste at op ampen styrer
gate-spændingen p˚a FETen. Endvidere viste oscilloskopet et spændingsfald -
vin, der var lig med indgangsspændingen p˚a tilbagekoblingen p˚a op ampen,
med en gennemsnitslig afvigelse p˚a 1, 3%, med maksimal afvigelse p˚a 2, 6%,
hvilket konkluderer at FETen og tilbagekoblingen fungerer korrekt. Ingen af
afvigelserne p˚a vin spændingen overskrider +/−5%, n˚ar der tages højde for det
spændingstab der sker gennem digitalstyringsmodulet. Ses afvigelserne i forhold
til kravene stillet i kravspecifikationen om en stimulationsstrøm p˚a 30mA ved
niveau 5, 35mA ved niveau 6, og 40mA ved niveau 7, overskrider disse niveauer
det accepterede for afvigelser med henholdsvis 10, 7%, 12, 0% og 9, 2%.
E.6 Afladningsmodul
Afladningsmodulet skal være i stand til at aflade den akkumulerede ladning ved
aktivering af opto-triacen og modstanden R13. Det skal testes om den variable
stimulationsstrøm p˚a maksimalt 40mA kan trækkes gennem kredsløbet for den
modellerede hudimpedans, FETen og R16 med den givne spænding til r˚adighed
(60V - vbat) i henholdsvis 100µs, 200µs og 500µs. Endvidere ønskes det, at
undersøge hvorvidt opto-triacen er i stand til at aflade en akkumuleret ladning,
samt afbryde automatisk n˚ar strømmen, gennem afladningsmodulets højre del,
n˚ar under 100nA. R16 er dimensioneret, s˚a der kan løbe en maksimal strøm p˚a
40mA, n˚ar digitalstyringen er sat p˚a niveau 7. Det betyder, at der vil løbe en
maksimal strøm p˚a 40mA, hvis vbat er høj nok i forhold til den modstand, der
er i kredsløbet for den modellerede hudimpedans.
Test af strømmen gennem afladningsmodulet udføres ved at m˚ale spændingen
over R14 med et oscilloskop for niveau 7 af vin for op ampen.
110

E.6.1 Resultat
Stimulations- og afladningspulsen ved niveau 7 for de tre mulige pulsbredder.
Figur E.3: Stimulations- og afladningspuls ved højeste vin spænding - 2, 3V
Udregning af strømmen gennem R14 giver samme værdi som strømmen gennem
R16, hvilken er 36, 3mA ved niveau 7, og afvigelsen er 9, 25% i forhold til
kravspecifikationen. Oscilloskopet viste en afladningspuls p˚a cirka 0, 5ms, hvilket
betyder, at opto-triacen n˚ar at lukke inden næste stimulationspuls genereres.
Dette indikerer, at afladningspulsen ligeledes fungerer acceptabelt.
111

E.7 Test p˚a person
Form˚alet med test, er via iagtagelser, at f˚a indikationer om den elektriske stimulator
kan frembringe en dorsalflektion af foden ved stimulation af n. peroneus
p˚a én testperson. Testpersonen er et gruppemedlem og har ingen anatomiske
dysfunktioner. Det understreges, at testen ikke er repræsentativ og derfor vil
konklusion og diskussion af testen udelukket være baseret p˚a de indikationer,
som bliver observeret af testpersonen og de andre gruppemedlemmer.
Under testen vil parametrene amplitude, pulsbredde og frekvens varieres,
for at teste hvilken indflydelse det har p˚a stimulationen. Elektrodeplaceringen
vil ogs˚a blive ændret, for at teste hvilken betydning den har. De spørgsm˚al, der
ønskers svar p˚a i testen, er som følgende:
• Er det muligt at opn˚a en kontraktion af m. tibialis anterior med den
elektriske stimulator og hvad kan der iagtages?
• Har elektrodernes nøjagtige placering betydning?
• Hvilken indflydelse p˚a stimulationen har det hvis parametrene amplitude,
pulsbredde og frekvens varieres?
E.7.1 Metode
Testpersonen forberedes til testen ved at h˚arene p˚a benet barberes af, huden
afraspes og renses i de omr˚ader, hvor elektroderne skal placeres. Elektroderne
placeres distalt for caput fibulae over n. peroneus og over m. tibialis anterior,
p˚a underbenet. Elektrodens placering varieres, for at undersøge hvilke konsekvenser
det har ved ikke at placere elektroden direkte over nerven. Pulsbredden
sættes fra start til 100µs og pulsfrekvensen sættes til 33Hz. Herefter øges stimulationsstrømmen,
med start p˚a niveau 0, et niveau ad gangen op til 7 og
testpersonens stimulation af musklen iagtages. Testens varede i 30 minutter.
For at vurdere om den elektriske stimulator form˚al opfyldes, skal følgende
kriterier ved test p˚a person opfyldes:
En tydelig og funktionel kontraktion af m. tibialis anterior skal observeres.
For at klassificere kontraktioner indelse de i; “ingen kontraktion”, “svag
kontraktion”, “kontraktion” og “kraftig kontraktion”. Svag kontraktion anses
for værende ikke tilstrækkelig til stimulation af dropfod, mens kraftig kontraktion
anses for at være en hyperfleksion af ankelledet og heller ikke egnet til
stimulation. Det ønskede virkning af stimulationen er at opn˚a kontraktion.
E.7.2 Forventede resultater
Under stimulation forventes at se en muskelkontraktion, der bliver kraftigere
n˚ar amlituden øges. Elektrodeplaceringen forventes at give en bedre stimulation,
hvis katoden placeres lige over n. peroneus hvor den løber mest cutant.
Ved en pulsbredde p˚a 100µs forventes det at en stimulationsamplitude p˚a
25mA vil aktivere motorneuronerne og skabe en muskelkontraktion. 25mA vil
112

svare til stimulationsniveau 4. Ved en pulsbredde p˚a 200µs forventes det, at
muskelkontraktion indtræder ved en stimulationsamplitude p˚a 20mA, hvilket
svarer til niveau 3. Ved en pulsbredde p˚a 500mA forventes amlitude til niveau
2 for at opn˚a en kontraktion. Disse forventede resultater er opstillet p˚a baggrund
af teorien fra figur ??. Der forventes en aktivering af de sensoriske nerver
ved alle stimulationsparametre, og dermed en subjektiv oplevelse af summen
eller snurren i ben og fod hos testpersonen; denne følelse vil øges efterh˚anden
som ampiltuden stiger. Det forventes ikke at ses større forskel i kontraktionsniveau
ved variering af pulsfrekvensen. En tetanisk muskelkontraktion opn˚as
ved 25Hz[Low00], og dermed bør forskelle i pulsfrekvensen ikke gøre forskel for
kontraktionen.
E.7.3 Resultater
Testpersonen følte under hele stimulationen en summen under elektroderne.
Det blev registreret - uanset amplitude og bredde - , at amplitudeniveauerne 0
og 1 under stimulation ikke gav anledning til en muskelkontraktion. Endvidere
erfaredes det, at variation af pulsfrekvensen ikke havde nogen indvirken p˚a
muskelkontraktion. I tabllerne (tabel E.5, E.6 og E.7) vises disse resultater
derfor ikke for amplitudeniveauerne 0 og 1. Resultat ved en pulsbredde p˚a
100 > mus:
Pulsbredde Amplitudeniveau Kontraktionskraft
100µs 2-5 Ingen kontraktion
100µs 6 Svag kontraktion
100µs 7 Kontraktion
Tabel E.5: Testresultater ved pulsbredden 100µs
Resultat ved en pulsbredde p˚a 200µs:
Pulsbredde Amplitudeniveau Kontraktionskraft
200µs 2 Ingen kontraktion
200µs 3 Svag kontraktion
200µs 4 Kontraktion
200µs 5 Kontraktion
200µs 6 Kontraktion
200µs 7 Kraftig Kontraktion.
Tabel E.6: Testresultater ved pulsbredden 200µs
Resultat ved pulsbredde p˚a 500µs:
113

Pulsbredde Amplitudeniveau Kontraktionskraft
500µs 2 Svag kontraktion
500µs 3 Kontraktion
500µs 4 Kontraktion
500µs 5 Kontraktion
500µs 6 Kraftig kontraktion
500µs 7 Kraftig kontraktion
Tabel E.7: Testresultater ved pulsbredden 100µs
Af testresultaterne kan det ses, at ved en stimulation med en pulsbredde
p˚a 100µs, opn˚as en svag kontraktion ved amplitudeniveau 6 og en kontraktion
ved amplitudeniveau 7. Ved en pulsbredde p˚a 200µs indtraf en fuld kontraktion
af m. tibialis anterior ved amplitudeniveau 4.P˚a amplitudeniveau 7 kunne en
eversion og dorsalfleksion af foden. Ved en pulsbredde p˚a 500µs var m. tibialis
anterior fuldt kontraheret p˚a amplitudeniveau 3. Amplitudeniveau 4 − 7 viste
en eversion og dorsalfleksion af foden.
Ved observation af elektrodernes placering blev det iagtaget, at jo lavere
pulsbredden og stimulationsamplituden var, jo mere præcist skulle katodeelektroden
sidde for en kontraktion af musklen. Ved højere stimulationsamplitude
og pulsbredde var elektrodeplaceringen ikke længere en afgørende faktor for
kontraktion af m. tibialis anterior. Hvis elektroden blev flyttet lateralt i forhold
til n. peroneus, skete der en eversion og dorsalfleksion af foden; hvis elektroden
blev flyttet medialt skete der en inversion og dorsalfleksion af foden. Desuden
blev der iagtaget, at muskelkontraktionen fremkom brat og unaturlig.
E.7.4 Konklusion
P˚a baggrund af indikationerne fra testen konkluderes der, at den elektriske stimulator
kan f˚a m. tibialis anterior til at kontrahere, men p˚a en brat og unaturlig
m˚ade.
Nøjagtighed af elektrodeplaceringen har stor betydning for effektivitet af
stimulationen især ved lav amplitude.
Pulsfrekvensen fra 33Hz til 50Hz havde ingen indvirken p˚a stimulationen,
hvor imod amplituden og pulsbredden havde en klar indflydelse. Sammenhæng
mellem amplitude og pulsbredde er følgende: Ved en lavere pulsbredde, skal der
en højere amplitude til, for at opn˚a effektiv stimulation. Indikationer tyder p˚a,
at hvis pulsbredden øges falder tilsvarende det krævede niveau af amplituden,
for at opn˚a fuld kontraktion af m. tibialis anterior.
E.7.5 fejlkilder
Teori om kontrahering af en muskel forklarer en sammenhæng mellem amplitude
og pulsbredde. Denne teori antydes ogs˚a ved brug af den elektriske stimulator p˚a
en testperson. Der ses dog, at amplitudeniveauet ved de forskellige pulsbredder
ligger 5 til 10mA under amplitudeniveauet fra teorien. En grund hertil kan
114

være, at n. peroneus ligger dybt, og derfor kræver en højere amplitude, for at
strømmen kan n˚a ind til nerven.
Testperson træt efter s˚a lang tid muskel stimulation. En subjektiv vurdering
er meget indviduel og smerte opleves forskelligt. Der sker en tilvæning af
stimulationen efterh˚anden som amplityden stiger.....
115