23.12.2012 Views

Institut for Sundhedsvidenskab og Teknologi - VBN - Aalborg ...

Institut for Sundhedsvidenskab og Teknologi - VBN - Aalborg ...

Institut for Sundhedsvidenskab og Teknologi - VBN - Aalborg ...

SHOW MORE
SHOW LESS

You also want an ePaper? Increase the reach of your titles

YUMPU automatically turns print PDFs into web optimized ePapers that Google loves.

Anders Elgaard Kristensen<br />

Jón Ingi Bergsteinsson<br />

Piotr Plocharski<br />

Ásdís Blöndal<br />

3. Semester, efterår 2009<br />

Gruppe 373, Sundhedsteknol<strong>og</strong>i<br />

Elektromy<strong>og</strong>rafisk feedbacksystem til<br />

brug under rehabilitering af<br />

apopleksipatienter med dropfod


<strong>Institut</strong> <strong>for</strong> <strong>Sundhedsvidenskab</strong> <strong>og</strong> Teknol<strong>og</strong>i<br />

http://www.hst.aau.dk/<br />

Titel:<br />

Elektromy<strong>og</strong>rafisk feedbacksystem<br />

til brug under<br />

rehabilitering af apopleksipatienter<br />

med dropfod<br />

Tema: Opsamling <strong>og</strong> præsentation<br />

af biol<strong>og</strong>iske signaler<br />

Projektperiode:<br />

P3, efterårssemesteret 2009<br />

2. september til 18. december<br />

Projektgruppe: Gruppe 373<br />

Gruppemedlemmer:<br />

Jón Ingi Bergsteinsson<br />

Ásdís Blöndal<br />

Anders Elgaard Kristensen<br />

Piotr Plocharski<br />

Vejledere:<br />

Erika Spaich<br />

John Hansen<br />

Oplagstal: 6<br />

Rapport sideantal: 103<br />

Appendiks sideantal: 10<br />

Total sideantal: 113<br />

SYNOPSIS:<br />

Denne rapport omhandler problematikken<br />

omkring rehabilitering af apopleksipatienter,<br />

som har fået hemiplegi. Projektet er<br />

et <strong>for</strong>søg på at designe <strong>og</strong> fremstille et biofeedbacksystem,<br />

som kan hjælpe ved rehabilitering<br />

af patienter med dropfod, dvs.<br />

hæmmede i evnen til at kunne løfte foden<br />

under gang.<br />

Der bliver registeretet EMG-signaler fra<br />

Tibialis Anterior, musklen som bruges til<br />

at løfte foden under swingfasen. Denne<br />

muskelregistrering sker <strong>for</strong> begge ben, <strong>for</strong><br />

at sammenligne dropfoden <strong>og</strong> “den raske<br />

fod”, <strong>og</strong> ligeledes sættes en tryksensor under<br />

patientens hæle. Dette gøres <strong>for</strong> at<br />

kunne følge gangens faser. Der blev lavet<br />

en prototype bestående af et anal<strong>og</strong>t biofeedbackkredsløb,<br />

der sammenligner EMGsignaler<br />

“real time” <strong>for</strong> hvert ben på en dioderække<br />

optaget ifm. swingfasen. Desuden<br />

designes et computerpr<strong>og</strong>ram <strong>for</strong> digital dataopsamling<br />

<strong>og</strong> -behandling, der giver mulighed<br />

<strong>for</strong> at gemme <strong>og</strong> visualisere patientens<br />

EMG-aktivitet.<br />

Systemet blev succesfuldt testet, først blokvis,<br />

jf. egenskaber <strong>og</strong> kravspecifikationer fra<br />

systembeskrivelsen. Herefter blev systemet<br />

ligeledes testet succesfuldt som “samlede system”,<br />

både med den anal<strong>og</strong>e- <strong>og</strong> den digitale<br />

del, dette skete endvidere med uafhængige<br />

personer uden <strong>for</strong> gruppen. Det vurderes,<br />

at det samlede bio-feedbacksystem<br />

kan være virksomt ifm. genoptræning af<br />

fremtidens hemiplegikere. I perspektiveringen<br />

<strong>for</strong>eslås der yderligere system<strong>for</strong>bedringer,<br />

som f.eks. trådløs dataoverføring <strong>og</strong> videreudvikling<br />

af software.<br />

Rapportens indhold er frit tilgængeligt, men offentliggørelse (med kildeangivelse) må kun ske<br />

efter aftale med <strong>for</strong>fatterne.


Forord<br />

Rapporten er et 3. semester projekt, udarbejdet af en gruppe studerende i projektgruppe<br />

373 på Sundhedsteknol<strong>og</strong>i på Civilingeniøruddannelsen ved <strong>Aalborg</strong> Universitets<br />

Ingeniør-, Natur- <strong>og</strong> <strong>Sundhedsvidenskab</strong>elige fakultet. Projektet blev udarbejdet i perioden<br />

fra den 2. september til den 18. december 2009 under det overordnede tema<br />

“Opsamling <strong>og</strong> præsentation af biol<strong>og</strong>iske signaler”.<br />

Rapportens målgruppe er vejledere tilknyttet <strong>Aalborg</strong> Universitet, medstuderende på<br />

Sundhedsteknol<strong>og</strong>i, samt andre interesserede inden <strong>for</strong> sundheds- <strong>og</strong> rehabiliteringsområdet.<br />

Kildehenvisninger i rapporten blev lavet i overensstemmelse med Harvard-metoden, hvor<br />

kilderne henvises til med (Forfatter(e)s Efternavn(e), Årstal). Flere oplysninger om kilderne<br />

findes i Litteraturlisten på side 94.


Indholds<strong>for</strong>tegnelse<br />

Forord V<br />

Indholds<strong>for</strong>tegnelse IX<br />

1 Indledning 1<br />

2 Problemanalyse 3<br />

2.1 Apopleksi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3<br />

2.2 Rehabilitering efter hjerneblødning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6<br />

2.3 Intro til biol<strong>og</strong>isk feedback . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9<br />

2.4 Elektroder <strong>og</strong> EMG-signaler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10<br />

2.4.1 EMG-signaler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11<br />

2.4.2 Elektroder . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13<br />

2.4.3 Analyse af EMG-kurver . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15<br />

2.5 Analyse af almindelig gangfunktion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16<br />

2.6 Aktive muskler under almindelig gangcyklus . . . . . . . . . . . . . . . . . 19<br />

2.7 Gangproblemer <strong>for</strong> apopleksipatienter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21<br />

2.7.1 Problemer med Dropfod . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23<br />

2.8 Endelig problemstilling <strong>og</strong> problemafgrænsning . . . . . . . . . . . . . . . 24<br />

2.8.1 Endelig problem<strong>for</strong>mulering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24<br />

2.8.2 Problemafgrænsning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25<br />

VII


VIII INDHOLDSFORTEGNELSE<br />

3 Problemløsning 26<br />

3.1 Systembeskrivelse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26<br />

3.1.1 Systemets funktionalitet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27<br />

3.1.2 Systemets opbygning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27<br />

3.1.3 Systemets bruger . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29<br />

3.2 Kravspecifikationer . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30<br />

3.2.1 Signal<strong>for</strong>stærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30<br />

3.2.2 Signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33<br />

3.2.3 Ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33<br />

3.2.4 Integrator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34<br />

3.2.5 Sample and hold . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35<br />

3.2.6 Komparator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36<br />

3.2.7 Diodedisplay . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36<br />

3.2.8 Computerbrugerfladen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37<br />

3.2.9 Spændings<strong>for</strong>syning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37<br />

3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39<br />

3.3.1 Design af signal<strong>for</strong>stærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39<br />

3.3.2 Simulering af signal<strong>for</strong>stærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42<br />

3.3.3 Design af signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43<br />

3.3.4 Simulering af signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47<br />

3.3.5 Design af ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49<br />

3.3.6 Simulering af ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50<br />

3.3.7 Design af integratoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51<br />

3.3.8 Simulering af integratoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52<br />

3.3.9 Sample and hold . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54<br />

3.3.10 Komparator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54<br />

3.3.11 Computerbrugerfladen <strong>og</strong> diodedisplay . . . . . . . . . . . . . . . . 56<br />

3.3.12 Spændings<strong>for</strong>syning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57<br />

3.4 Implementering <strong>og</strong> test . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58<br />

3.4.1 Signal<strong>for</strong>stærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58<br />

3.4.2 Signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62<br />

3.4.3 Ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64<br />

3.4.4 Integrator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 65


INDHOLDSFORTEGNELSE IX<br />

3.4.5 Sample and hold . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66<br />

3.4.6 Komparator <strong>og</strong> diodedisplay . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67<br />

3.4.7 Spændings<strong>for</strong>syning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68<br />

3.4.8 Computervisning - Software . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69<br />

3.5 Patientsikkerhed i <strong>for</strong>bindelse med instrumentet . . . . . . . . . . . . . . . 72<br />

4 Systemtest 75<br />

4.1 Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb i laboratoriet . . . . . . . . . . . . . . . . . . 76<br />

4.1.1 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78<br />

4.2 Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb med EMG-signaler . . . . . . . . . . . . . . . 78<br />

4.2.1 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 79<br />

4.3 Test af det “samlede system” med <strong>for</strong>søgspersoner uden <strong>for</strong> gruppen . . . . 80<br />

4.3.1 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82<br />

4.4 Systemtest på “treadmill” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83<br />

4.4.1 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83<br />

5 Afrunding 86<br />

5.1 Diskussion <strong>og</strong> konklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86<br />

5.2 Perspektivering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88<br />

Litteratur 94<br />

6 Bilag 95<br />

6.1 Pilot<strong>for</strong>søg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95<br />

6.1.1 Signalanalyse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96<br />

6.2 Oversigt over gangcyklus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99<br />

6.3 Teori om det anal<strong>og</strong>e kredsløb . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100<br />

6.3.1 Signal<strong>for</strong>stærkning med OPAMP . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100


KAPITEL 1<br />

Indledning<br />

Koordination <strong>og</strong> kommunikation mellem hjernen <strong>og</strong> kroppen er afgørende i bevægelsen<br />

af vores krop. For mange mennesker er dette sammenspil en selvfølgelig del af hverdagen,<br />

som man ikke tænker på. Det tager mennesket mange år at træne <strong>og</strong> koordinere deres<br />

funktioner, <strong>og</strong> det er ikke før mennesket har brugt en stor del af sin barndom, at det kan<br />

gå <strong>og</strong> løbe sikkert.<br />

Sammenspillet, mellem hjernen <strong>og</strong> kroppens styring ved hjælp af nerve<strong>for</strong>bindelser, er<br />

meget skrøbelige. Selv de mindste skader på nervesystemet eller hjernen kan resultere<br />

i tabte funktioner, der er meget besværlige <strong>og</strong> tidskrævende at få tilbagevundet. En<br />

af de alvorligste sygdomme, der rammer mere end 10.000 danskere årligt, er apopleksi<br />

(blodprop i hjernen <strong>og</strong> hjerneblødning) (“Sundhedsguiden”, 2009; “Hjernesagen”, 2006;<br />

Andersen et al., 2007). Det er kun 1/4-del af apopleksipatienterne, som vender tilbage<br />

til deres liv i samme grad, som før hjerneskaden (“Sundhedsguiden”, 2009). Blødende<br />

slagtilfælde <strong>og</strong> blodprop kan blandt andet <strong>for</strong>årsage halvsidigelammelser i kroppen, tetraplegi<br />

(alle fire lemmer lammes) <strong>og</strong> døden. I de mange tilfælde, hvor apopleksi rammer<br />

kun den ene halvside af hjernen (hemiplegi), kan det føre til <strong>for</strong>styrrelse af bevægelsen,<br />

koordinationen <strong>og</strong> tabt af balancefunktionen, hvilket opleves i den anden del af kroppen(“Hjernesagen”,<br />

2006).<br />

En af de symptomer, som <strong>for</strong>årsages af hemiplegi, er dropfod. Dette medfører, at patienten<br />

ikke kan dorsiflexe (løfte) foden under gangs swingfase. Det giver patienter problemer<br />

med at blive selvhjulpne i <strong>for</strong>hold gang, idet skridtlængden, ganghastigheden <strong>og</strong> letheden<br />

bliver drastisk nedsat, som følge af dropfod(Davies, 2008). Der er d<strong>og</strong> muligt <strong>for</strong><br />

apopleksipatienter at genoptræne deres gangfunktion, <strong>for</strong>di det ikke er nerve<strong>for</strong>bindelser<br />

1


2 Indledning<br />

mellem hjernen <strong>og</strong> musklen, der er kommet til skade, men hjernen der har “glemt”, hvordan<br />

musklerne styres. Den raske del af hjernen, som ikke blev ramt af et slagtilfælde,<br />

kan overtager kontrollen af de funktioner, som er blevet tabt(Gillen & Burkhardt, 2004).<br />

I næsten 50 år har bio-feedbacksystemer været brugt til hjælp under rehabilitering(Glanz<br />

et al., 1997), <strong>og</strong> undersøgelser vedrødende brug af biol<strong>og</strong>isk feedback til rehabilitering<br />

har vist, at det kan give positive resultater, hvilket menes med bl.a. bedre <strong>og</strong> hurtigere<br />

genoptræning (Aruin et al., 2003; Montoya et al., 1994; Glanz et al., 1997; Walker et al.,<br />

2000; Peterson et al., 1996). Ved brug af bio-feedbacksystemer under rehabilitering kan<br />

patienter <strong>og</strong> sundhedspersonale få en mere specifik in<strong>for</strong>mation om, hvordan træningen<br />

<strong>for</strong>løber samt en umiddelbar respons fra de dele af kroppen, som trænes.<br />

Det er meget vigtigt <strong>for</strong> patienter, som rammes af apopleksi, at gå så tidligt som muligt<br />

i gang med rehabilitering, <strong>for</strong> at få flest mulige af de tabte funktioner tilbage. Desuden<br />

ønsker en store gruppe af patienter, at få specielt deres gangfunktion tilbage. Lige nu<br />

er det heldigvis allerede 2/3-dele af apopleksipatienterne, som siges, at blive selvhjulpet<br />

mht. til gang ved endt genoptræning(Pedersen & Olsen, 2007; Davies, 2008). Det kan<br />

desuden <strong>og</strong>så være en positiv motivation <strong>for</strong> patienter, hvis der <strong>for</strong>ekommer n<strong>og</strong>le nye<br />

tekniske hjælpemiddler, som kan hjælpe patienten tidligt i genoptræningen (Montoya<br />

et al., 1994).<br />

Eksempler på hjælpemidler, som bliver brugt i dag som hjælp ved rehabilitering af gang,<br />

er f.eks. løbebånd <strong>og</strong> vægtaflestet løbebånd, som har givet gode resultater i <strong>for</strong>bedring<br />

af gangfunktionen efter sygdomme eller ulykker (Giangregorio et al., 2009; “Neurofysioterapien”,<br />

nd; Coupaud et al., 2009; Damiano & DeJong, 2009).<br />

Dette første indblik i problematikken om apoplegikere <strong>og</strong> rehabilitering med fokus på<br />

gang, leder frem til en initierende problem<strong>for</strong>mulering, der lyder:<br />

Hvilke problemer har apopleksipatienter, <strong>og</strong> hvordan kan man hjælpe disse under<br />

rehabilitering af gangfunktionen?


2.1 Apopleksi<br />

KAPITEL 2<br />

Problemanalyse<br />

Apopleksi er en fællesbetegnelse <strong>for</strong> en hjerneblødning <strong>og</strong> en blodprop i hjernen. De flest<br />

tilfælde af apopleksier skyldes blodpropper, <strong>og</strong> kun én af ti skyldes hjerneblødninger.<br />

Figur 2.1: Visning af hvordan intracerebral slagtilfælde<br />

rammer hjernenGiraldo<br />

(2007)<br />

3<br />

Ca. 10.000 mennesker rammes hvert år<br />

af en blodprop eller blødning i hjernen<br />

- hver syvende dansker(Andersen et al.,<br />

2007). Blodprop i hjernen <strong>og</strong> hjerneblødning<br />

er den 3. hyppigste dødsårsag<br />

i Danmark (“Hjernesagen”, 2006; “Sundhedsguiden”,<br />

2009). Blødende slagtilfælde<br />

kan skyldes <strong>for</strong>skellige årsager, <strong>og</strong> de<br />

er grupperet efter placeringen af blodkar:<br />

“Intracerebral hemorrhage” (blødning<br />

i hjernen) <strong>og</strong> “Subarachnoid hemorrhage”<br />

(blødning i området mellem hjernen<br />

<strong>og</strong> det tynde væv, som omgiver hjernen).<br />

Blødende slagtilfælde skyldes oftest<br />

<strong>for</strong> højt blodtryk, som trykker arterievæggene,<br />

indtil de revner (Giraldo,<br />

2007).


4 Problemanalyse<br />

Andre årsager til blødende slagtilfælde inkluderer: (“Medline Plus”):<br />

- Aneurysms, som skaber et svagt punkt i væggene på arterierne, som til sidst “braser”<br />

sammen<br />

- Unormale <strong>for</strong>bindelser mellem arterier <strong>og</strong> vener, såsom en arteriovenøs misdannelse<br />

(arteriovenous mal<strong>for</strong>mation, AVM)<br />

- Kræft, der spreder sig til hjernen fra fjerntliggende organer såsom bryst, hud <strong>og</strong><br />

skjoldbruskkirtlen<br />

- Cerebral amyloid angiopathy, en ophobning af amyloid protein inden arterievæggene<br />

i hjernen, som øger risikoen <strong>for</strong> blødning<br />

- Illegale stoffer, som kokain<br />

Blodpropslagtilfælde (Iskæmisk slagtilfælde) opstår når et blodkar, der leverer blod til<br />

hjernen, er blokeret af en blodprop.<br />

Dette kan ske på to måder:<br />

- En blodprop kan dannes i en arterie,<br />

der allerede er meget smal. Dette<br />

kaldes en blodprop. Hvis der er<br />

helt blokeret i arterien, kaldes det et<br />

“trombotiske slagtilfælde”.<br />

- En blodprop kan dannes flere steder<br />

i kroppen <strong>og</strong> rejse op til hjernen<br />

<strong>og</strong> blokere <strong>for</strong> en mindre arterie der.<br />

Dette kaldes <strong>og</strong>så en blodprop. Det<br />

<strong>for</strong>årsager et “embolisk slagtilfælde”.<br />

Iskæmisk slagtilfælde kan skyldes en tilstoppede<br />

arterier, en tilstand kaldet aterosklerose.<br />

Dette kan påvirke blodkarrene<br />

i hjernen eller arterier i nakken, der giver<br />

blod til hjernen. Fedt, kolestrol <strong>og</strong> andre<br />

Figur 2.2: Figuren viser hvordan en blodprop<br />

<strong>for</strong>årsager iskæmisk slagtilfældeGiraldo<br />

(2007)<br />

stoffer, kan samle sig på væggen i arterier, <strong>og</strong> danner en klæbrig substans, kaldet plak.<br />

Over længere tid, bygges plakket op. Dette gør det ofte svært <strong>for</strong> blodet at strømme frit,<br />

hvilket kan <strong>for</strong>årsage, at blodet størkner.


2.1 Apopleksi 5<br />

Iskæmisk slagtilfælde kan <strong>og</strong>så skyldes en blodprop, som dannes i hjertet. Disse blodpropper<br />

rejser med blodet <strong>og</strong> kan sidde fast i de små arterier i hjernen. Dette er kendt<br />

som en cerebral emboli.<br />

Visse lægemidler <strong>og</strong> medicinske <strong>for</strong>hold kan gøre blodet mere tilbøjelige til at størkne <strong>og</strong><br />

øge risikoen <strong>for</strong> iskæmisk slagtilfælde. En almindelig årsag til iskæmisk slagtilfælde hos<br />

personer under 40 år er carotis dissektion, eller en revne i halspulsåren. Bruddet tillader<br />

blodgennemstrømning mellem lagene i halspulsåren. Dette <strong>for</strong>årsager en <strong>for</strong>snævring af<br />

halspulsåren, der ikke skyldes plak ophobning (“Medline Plus”; Furie & Furie, 2008).<br />

Efter et slagtilfælde, hvor en blødning sker i hjernen, <strong>for</strong>ekommer direkte ødelægning<br />

af væv, efterfulgt af ødem 1 dannelse. Disse ændringer er årsagen til en masse effekter<br />

med den voksende hæmatom 2 , hvilket fører til øget tryk i det indre kranie 3 , <strong>og</strong> <strong>for</strong>styrrelser<br />

<strong>og</strong> <strong>for</strong>andringer af hjernens strukturer. Øget tryk på hjernen er meget skadeligt,<br />

<strong>for</strong>di det <strong>og</strong>så fører til tryk på blodkarene, som kan stoppes <strong>og</strong> resulterer i tab af oxygen<br />

til hjerneceller, der bidrager til hjerneskader(Marinkovic et al., 2009).<br />

Blodprop i hjernen (embolisk slagtilfælde) kan <strong>og</strong>så<br />

have den samme skadelig virkning i hjernen <strong>og</strong><br />

bidrage til hjerneskade. Dvs. at arterierne er blokeret,<br />

så hjernecellerne ikke får den tilstrækkeligt ilt<br />

<strong>og</strong> glukose, der transporteres med blodet. Resultatet<br />

af skaden afhænger af, hvor længe hjerneceller<br />

er berørt af blodproppen. Hvis cellerne bliver frataget<br />

dette kun <strong>for</strong> en kort tid, bliver de “stresset”,<br />

men kan komme sig. Hvis hjerneceller er berørt over<br />

en længere periode (men muligvis kun <strong>for</strong> n<strong>og</strong>le minutter)<br />

dør hjernecellerne, <strong>og</strong> visse funktioner kan<br />

gå tabt. Men i disse tilfælde kan et andet område<br />

af hjernen undertiden måske lære, at udføre de<br />

funktioner, der tidligere var udført af det beskadigt<br />

område.<br />

Slagtilfælde skader normalt kun den ene side af<br />

hjernen (kaldet hemiplegi når den rammer kun den<br />

ene halvside). Fordi nerverne i hjernen krydser over<br />

til den anden side af kroppen, så er symptomerne<br />

Figur 2.3: Figur af, hvordan den beskadigede<br />

del af hjernen<br />

påvirker den modsatte del<br />

af kroppen Giraldo (2007)<br />

1<br />

Betændelse, som er <strong>for</strong>årsaget af væske i kroppens væv - MedlinePlus Medical Encyclopedia<br />

2<br />

Opsamling af blod i et organ, tomrum eller væv pga. blodkar afbrydelse - MedlinePlus Medical<br />

Encyclopedia<br />

3<br />

ICP, intracranial pressure, det tryk som normalt vedholdes i hjernen - MedlinePlus Medical Encycl-<br />

opedia


6 Problemanalyse<br />

på den halvside af kroppen, modsat med den beskadigede halvside af hjernen (se figur<br />

2.3) (Giraldo, 2007).<br />

Symptomerne af apopleksi afhænger af, hvilken del af hjernen, der er beskadiget <strong>og</strong><br />

sværhedsgraden af slagtilfældet. I n<strong>og</strong>le tilfælde er personen ikke klar over, at han eller<br />

hun har haft et slagtilfælde. Symptomerne kommer normalt pludselig <strong>og</strong> helt uden<br />

varsel, eller de kan <strong>for</strong>ekomme på den første efterfølgende dag eller to. Symptomerne er<br />

normalt meget alvorlige fra begyndelsen, da slagtilfælde sker med det samme, men det<br />

kan <strong>og</strong>så langsomt <strong>for</strong>værres. Symptomer kan omfatte f.eks.: Muskelsvaghed i ansigt, i<br />

arme eller i ben (som regel kun den ene side, hemiplegi), følelsesløshed eller snurren i<br />

den ene side af kroppen, problemer med at tale eller <strong>for</strong>stå andre, som taler, problemer<br />

med syn, herunder nedsat syn, dobbeltsyn, eller fuldstændigt tab af synet, ændringer i<br />

høring, svært ved at skrive eller læse, tab af koordination, tab af balance, klodsethed,<br />

svært at gå, svimmelhed eller unormal følelse af bevægelse (svimmelhed).<br />

Man kan <strong>for</strong>ebygge, at få apoplekisk slagtilfælde ved at leve et sundt liv <strong>og</strong> ved at<br />

følge disse råd:<br />

- Måle sit blodtryk regelmæssigt, <strong>og</strong> behandle et <strong>for</strong> højt blodtryk<br />

- At få målt kolesterolindholdet i blodet <strong>og</strong> nedbrinde det, hvis det er <strong>for</strong> højt.<br />

- Undgå rygning<br />

- Undgå overvægt<br />

- Spise sundt, motionere samt at drikke alkohol med måde<br />

(“Hjernesagen”, 2006)<br />

2.2 Rehabilitering efter hjerneblødning<br />

Hjernen er kroppens styrende organ, <strong>og</strong> det kan der<strong>for</strong> have mange <strong>for</strong>skellige følger, hvis<br />

den skades. Følgerne kan både være fysiske- <strong>og</strong> k<strong>og</strong>nitive problemer. De fysiske problemer<br />

kan bl.a. være lammelse, nedsat muskelstyrke, balanceproblemer <strong>og</strong> sanse<strong>for</strong>styrrelse. De<br />

k<strong>og</strong>nitive problemer kan bl.a. være svigtende koncentration <strong>og</strong> opmærksomhed, nedsat<br />

hukommelse, spr<strong>og</strong>lige vanskeligheder <strong>og</strong> problemer med orienteringsevnen. Derudover<br />

kan der være personlighedsændringer så som depression, svigtende styring <strong>og</strong> kontrol<br />

over følelser samt nedsat initiativ.


2.2 Rehabilitering efter hjerneblødning 7<br />

Når en apopleksipatient skal rehabiliteres, er det nødvendigt, at træningen er tilrettet<br />

efter den individuelles behov, <strong>og</strong> alle de problemer, som nævnt før, skal tages i betragtning(“Den<br />

sociale portal”, nd). Apopleksien har mange <strong>for</strong>skellige sværhedsgrader, <strong>og</strong><br />

graden har afgørende effekt <strong>for</strong> rehabiliteringen af genoptræningen. Desto mere alvorlig<br />

skaden er, desto sværere vil rehabiliteringen <strong>og</strong>så blive (“Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade”,<br />

2009a). Dette resulterer i en længere rehabiliteringstid, hvilket ses på figur 2.4.<br />

Når en patient bliver lammet,<br />

efter et slagstilfælde eller blodprop,<br />

er det ikke musklerne,<br />

som har mistet “sine evne”, men<br />

hjernen, der er skadet, <strong>og</strong> har<br />

“glemt”, hvordan musklerne skal<br />

styres. Det er der<strong>for</strong> muligt <strong>for</strong><br />

apopleksipatienter at genoptræne<br />

sin kropfunktioner til det samme,<br />

eller næsten samme niveau<br />

(“Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade”,<br />

2009a). Hjernecellerne, som rammes<br />

af blødningen har “utrolige<br />

egenskab” <strong>for</strong> at genvinde dele af<br />

tidligere funktioner. Andre dele<br />

af hjernen kan ligeledes lære nye<br />

Figur 2.4: Graf over maximalt opnået remission i <strong>for</strong>hold<br />

tiden. Patienterne er inddelt i ialt 4<br />

grupper: Let-, moderat-, svært- <strong>og</strong> meget<br />

svær apopleksi (Pedersen & Olsen, 2007).<br />

funktioner, som tidligere var udført af den del af hjernen, som blev ramt af blødningen.<br />

Rehabiliteringen efter slagstilfælde handler om at genopvinde tidligere evner, samt at<br />

lære nye færdigheder, <strong>for</strong> at kunne tilpasse sig til et <strong>for</strong>andret liv(“Royal Buckinghamshire<br />

Hospital”, nd).<br />

Forskning inden<strong>for</strong> genoptræning efter slagstilfælde tyder på, at apopleksipatienter kan<br />

<strong>for</strong>øge styrken i den lamme side vha. styrketræning, som kan medføre øget funktion f.eks.<br />

hurtigere gangtempo <strong>og</strong> en bedre balance (“Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade”, 2009b).<br />

Der findes mange <strong>for</strong>skellige metoder til, hvordan apopleksipatienter kan genoptrænes,<br />

samt hvilke hjælpemidler, der skal bruges. Der er <strong>for</strong>skel på patienter <strong>og</strong> <strong>for</strong>skel på hvilke<br />

metoder, der skal bruges samt hvilke hjælpemidler, der virker bedst.<br />

I Danmark har Sundhedsstyrelsen inddelt indsatsen over<strong>for</strong> hjerneskadede personer i tre<br />

faser, fase I-III.


8 Problemanalyse<br />

FASE I:<br />

Er den akutte fase, patienter kategoriseres i denne fase, når de indlægges på hospitalet<br />

lige efter slagstilfælde.<br />

FASE II:<br />

Omhandler behandling <strong>og</strong> rehabilitering, patienter indgår i denne fase, når de er stabiliseret<br />

<strong>og</strong> er klar til intensiv genoptræning.<br />

FASE III:<br />

Omhandler optræning <strong>og</strong> rehabilitering, patienten kategoriseres i denne fase når de udskrives<br />

fra hospitalet men <strong>for</strong>sætter med rehabiliteringen. Denne fase varer resten af<br />

patientens liv.(“Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade”, nd).<br />

Det er yderst vigtigt <strong>for</strong> apopleksipatienter<br />

at komme i gang med genoptræning<br />

<strong>og</strong> rehabilitering så hurtigt<br />

som muligt efter slagstilfældet,<br />

<strong>for</strong> at kunne generhverve den tidligere<br />

livs<strong>for</strong>m, så godt som muligt.<br />

Rehabiliteringen kan være alt<br />

fra at vende sig i sengen, til at stå<br />

op, tage bad, spise, gå <strong>og</strong> andre<br />

ting, som <strong>for</strong>går i hverdagen(“Sygehus<br />

Vendsyssel”, 2009). En af årsagerne<br />

til, at det kan være vigtigt<br />

at rehabiliteringen startes så tidligt<br />

som muligt, er, at hvis patienten<br />

har f.eks. en halvside lammelse,<br />

har undersøgelser vist, at konditionen<br />

<strong>og</strong> styrken i den ramte<br />

side kan falde op til 30% i løbet<br />

af kun ni dage efter indlæggelsen(“Videnscenter<br />

<strong>for</strong> Hjerneskade”,<br />

2009b).<br />

Figur 2.5: Tabel over resultatet af indsatsen fra<br />

indlæggelsen på apopleksiafsnit til færdig<br />

rehabilitering. Patienterne er ved<br />

indlæggelsen inddelt i hhv. let-, moderat<br />

eller svær afasi (Pedersen & Olsen,<br />

2007).<br />

Ved rehabilitering af patienter, der har en halvsidelammelse <strong>og</strong> problemer med gang efter<br />

slagstilfælde, kan der bruges vægtaflastet træning. Vægtaflastet træning består fx af<br />

træning med et løbebånd <strong>og</strong> udstyr, der aflaster kroppens egen vægt, <strong>og</strong> gør træningen<br />

mere sikker(“Den sociale portal”, nd).


2.3 Intro til biol<strong>og</strong>isk feedback 9<br />

Styrketræning <strong>og</strong> vægtaflastet træning med høj intensitet har vist, at det kan <strong>for</strong>bedre<br />

balancen, ganghastighed <strong>og</strong> gangdistancen hos apopleksipatienter, der har en halvsidelammelse(“Neurofysioterapien”,<br />

nd).<br />

Som nævnt før, er det nødvendigt at vurdere alle følgerne, som patienten har fået efter<br />

et slagstilfælde, før rehabiliteringsprocessen kan begynde. Den fysiske rehabilitering er<br />

meget tæt <strong>for</strong>bundet med de k<strong>og</strong>nitive skader, som patienten kan have.<br />

Det kan være svært at rehabilitere patienter, som har f.eks. manglende sygdomserkendelse,<br />

<strong>for</strong>styrret orientering <strong>og</strong> et generelt reduceret intellektuelt funktionsniveau. Mange<br />

patienter, som har mange eller svære k<strong>og</strong>nitive skader, bliver nødt til at udskrives til plejehjem,<br />

<strong>og</strong> disse kan aldrig nå sin tidligere livs<strong>for</strong>m efter endt rehabilitering(“Selsakbet<br />

Danske Neuropsykol<strong>og</strong>erl”, 1998).<br />

Mange apopleksipatienter er nødt til at være i rehabilitering hos specialister; fysioterapeuter,<br />

ergoterapeuter <strong>og</strong> andet sundhedspersonale i mange måneder eller år efter<br />

slagstilfældet <strong>for</strong> at opnå sin tidligere livs<strong>for</strong>m(“National <strong>Institut</strong>e of Neurol<strong>og</strong>ical Disorders<br />

and Stroke”, 2009).<br />

2.3 Intro til biol<strong>og</strong>isk feedback<br />

Figur 2.6: Billedet viser to eksempler på<br />

bio-feedbacksystemer: EKG <strong>og</strong><br />

blodtryk(“Medline Plus”).<br />

Biol<strong>og</strong>isk feedback eller bio-feedback er metoden<br />

til at måle kroppens- eller organfunktioner<br />

<strong>for</strong> at hjælpe med at kontrollere dem(“Medline<br />

Plus”). Biofeedbackmålinger, som blodtryk,<br />

hjertefrekvens (EKG- <strong>og</strong> pulssignal) <strong>og</strong> musklekontraktion<br />

(EMG-signal) bruges tit af sundhedspersonalet<br />

i hverdagen til at analysere<br />

sygdomme, samt til at overvåge patienter<br />

(to ekspempler vises på figur 2.6. Biofeedbacksignaler<br />

har været brugt som hjælp i<br />

rehabiliteringen i næsten 50 år. Det siges, at<br />

historien om bio-feedback, som rehabilitering,<br />

begyndte i år 1830, ved opdagelsen af, at elektriske<br />

begivenheder stammer fra overfladen af<br />

en muskel under sin kontraktion(Glanz et al.,


10 Problemanalyse<br />

1997). Den første prototype af et electromy<strong>og</strong>ramapparat (EMG), som er brugt i dag,<br />

dukkede op i år 1928. Rapporter <strong>for</strong> anvendelse af biofeedbackteknikker til behandling<br />

<strong>og</strong> rehabilitering af <strong>for</strong>skellige neuromuskulær lidelser begyndte at vise sig i slutningen<br />

af 1950’erne <strong>og</strong> i begyndelsen af 1960’erne(Glanz et al., 1997).<br />

Ved at give særlige oplysninger under rehabilitering (f.eks. efter et slagtilfælde) om nøjagtigheden<br />

af undersøgt bevægelighed, kan disse patienter få en bedre kontrol over deres<br />

motoriske system. Dette selv om det ikke har været bevist, at patienters eller sundhedspersonales<br />

brug af biofeedbacksystemer under rehabiliteringspr<strong>og</strong>rammer (andet end<br />

apopleksi) giver signifikant bedre resultater(Glanz et al., 1997). Men det er blevet bevist,<br />

at brug af bio-feedback til rehabilitering af apopleksipatienter har givet gode resultater(Glanz<br />

et al., 1997; Winesteen, 1991; Peterson et al., 1996; Walker et al., 2000;<br />

Schleenbaker RE, 1993).<br />

Ydermere har brugen af feedback desuden vist positive resultater i gangøvelser hos børn<br />

med <strong>for</strong>skellige <strong>for</strong>mer <strong>for</strong> cerebral parese 4 <strong>og</strong> spastisk diplegia samt i <strong>for</strong>bedring af håndtil-øje<br />

koordination hos personer med cerebral parese(Aruin et al., 2003). Feedbackbaserede<br />

systemer kan <strong>og</strong>så være effektive i <strong>for</strong>bedring af holdningens symmetri (balance)<br />

hos patienter med hemiplegi(Glanz et al., 1997).<br />

Øvelsesteknikker med bio-feedback bruges i stigende grad i medicinskrehabilitering til<br />

behandling af mange <strong>for</strong>skellige lidelser. Den mest almindelige bio-feedbackteknik leverer<br />

oplysninger om muskelkontraktion (EMG-feedback) af muskelgenoptræning af patienter<br />

med centralnervesystems sygdomme (f.eks. slagtilfælde, læsion i basalganglierene) eller<br />

centralenervesystems traume (rygmarvs- eller hovedtraume)(Montoya et al., 1994). Disse<br />

EMG-biofeedback øvelser har den <strong>for</strong>del, at patienter <strong>og</strong> sundhedspersonale bedre kan<br />

se de fejl, som patienten udfører under genoptræning af den undersøgte bevægelighed,<br />

<strong>og</strong> derved kan analyser på baggrund af dette(Montoya et al., 1994).<br />

2.4 Elektroder <strong>og</strong> EMG-signaler<br />

I dette afsnit, vil der blive beskrevet, hvordan der kan optages biol<strong>og</strong>iske signaler fra muskler,<br />

samt hvilke valg <strong>og</strong> problemer det medfører, når der skal vælges type af elektroder<br />

mv.<br />

4 Der er flere <strong>for</strong>skellige typer af cerebral parese, herunder spastisk, dyskinetic, ataxic, hypotonisk<br />

mm.(“Medline Plus”)


2.4 Elektroder <strong>og</strong> EMG-signaler 11<br />

2.4.1 EMG-signaler<br />

Electromy<strong>og</strong>raphy EMG er en klinisk undersøgelse af den elektriske aktivitet som kan ses<br />

i enkelte muskelfibre eller flere samtidigt. Måling <strong>og</strong> anvendelse af EMG-signaler bliver<br />

brugt inden <strong>for</strong> et bredt felt, der overordnet dækker fire områder (Konrad, 2005):<br />

- Medicinke undersøgelser: Ortopæd, Kirugi, Neurol<strong>og</strong>i, Gang & stillings analyser<br />

- Rehabilitering: Neurol<strong>og</strong>isk rehabilitering, fysioterapi<br />

- Ergonomi: Analyser af <strong>for</strong>espørgsler, risikovurdering <strong>og</strong> ergonomidesign<br />

- Sportvidenskab: Biomekanismer, bevægelsesanalyser, Atletiktræning, Sportrehabilitering<br />

En EMG-optagelse giver et signal, som består af mange aktionspotentialer lagt sammen.<br />

Hver af de potentialer udløses ved aktiveringen af en motorisk enhed (MU - Motor Unit).<br />

En motorisk enhed er den mindste funktionale enhed, som udgøres af en motorisk neuron,<br />

<strong>og</strong> dens dendritter <strong>og</strong> alle muskelfibrer, den er <strong>for</strong>bundet til (Martini, 2004).<br />

Muskler kontroleres gennem nervesystemet, som derved spiller en afgørende rolle i muskelfysiol<strong>og</strong>i.<br />

Procesen styres ved hjælp af en sarcolemma, som er en halv-gennemtrængelig<br />

membran, der omslutter hver muskelcelle.<br />

En ligevægt mellem ioner på ydersiden <strong>og</strong><br />

indersiden af muskelcellen giver et hvile<br />

potentiale på mellem -70 til -90 mV, når<br />

musklen ikke er kontraheret. Dette potentiale<br />

bliver oprethold af en fysiol<strong>og</strong>isk proces,<br />

en såkaldt ionpumpe, som giver et negativt<br />

indre spænding i <strong>for</strong>hold til overfladen<br />

omkring. Dannelsen af aktionspotentialer<br />

illustreres på figur 2.7. Aktiveringen<br />

af en alpha-neuron enten af central nervesystemet<br />

eller en reflex, resulterer i ledning<br />

af en elektrik impuls langs nerven.<br />

Dette stimulus resulterer med udløsning af<br />

neurotransmitterstoffet acetylkolin (ACh)<br />

fra neuronens synapser, hvilket medfører,<br />

at den halv-gennemtrængelige muskelcellemembran<br />

bliver eksciteret, <strong>og</strong> kanaler <strong>for</strong><br />

natrium ioner bliver åbnet (vist på figur<br />

2.7 som punkt et). Dette potentiale ved<br />

Figur 2.7: Aktionspotentialet set på celleniveauet.<br />

1: Ekstitationen af cellemembranen.<br />

2: Na + kanaler er åbne.<br />

3: Åbning af K + kanaler. 4:<br />

Membranens hviletilstand vender<br />

tilbage (Martini, 2004)


12 Problemanalyse<br />

ionpumpen resulterer, at Na + ioner strømmer ind i cellen i store mængder (punkt 2<br />

på figur 2.7). Dette skift i membranen skyldes aktionspotentialet <strong>og</strong> selve skiftet er en<br />

depolarisering, hvorved der sker et skift i den transembranspænding til ca. +30 mV. Når<br />

spændingsniveauet er nået dertil, lukkes <strong>for</strong> natriumkanalerne <strong>og</strong> åbnes <strong>for</strong> K + kanaler<br />

(punkt 3 på figur 2.7). Dette kaldes repolarisering <strong>og</strong> spændingen falder igen til ca. -80<br />

mV (punkt 4 på figur 2.7).<br />

Når en muskel kontraheres, aktiveres der<br />

samtidigt mange motoriske enheder, som<br />

udgør en del af denne muskel, med små<br />

<strong>for</strong>skelle i frekvensen af aktiveringen (Konrad,<br />

2005). Når disse enkle potentialer<br />

sammensættes, kan der ses de hurtigt svingende<br />

peaks, som vist på figur 2.8. Dette<br />

kan vare mellem få milisekunder op til<br />

0.25 s (Trew & Everett, 2005). Det elektriske<br />

muskelpotentiale MAP (Muscle action<br />

potential) kan derpå måles som en lille<br />

mængde af strøm, der <strong>for</strong>grener sig fra<br />

musklen <strong>og</strong> ud mod huden, hvor det kan<br />

optages af elektroder. Der er flere biol<strong>og</strong>iske<br />

faktorer, som spiller ind på resultatet<br />

af en måling af EMG-signalet. Disse er<br />

blandt andet følgende:<br />

Figur 2.8: Et eksempel på, hvordan et EMGsignal<br />

dannes (Konrad, 2005)<br />

- Vævkarakteristika - Den elektriske konduktans varierer mellem <strong>for</strong>skellige væv i<br />

kroppen. Hvis musklen, der skal måles på, ligger under et dybt lag hud, eller fedt,<br />

vil størrelsen af signalet blive <strong>for</strong>mindsket (Konrad, 2005).<br />

- Muskelplacering - hver muskelsignal har sin egen EMG-karakteristik givet udfra<br />

hvor musklen befinder sig <strong>og</strong> hvor elektroden placeres. Dette ses specielt i størrelsen<br />

af amplituden <strong>for</strong> signalet.<br />

- Variation i måling - selv om der udarbejdes en præcis <strong>og</strong> automatiseret EMGopsamling,<br />

vil der altid <strong>for</strong>ekomme variationer. Dette skyldes det faktum, at der<br />

ikke altid er det samme antal motoriske enheder, der aktiveres ved kontraktion.<br />

Det minimeres ved at lave en standardlisering af typen af undersøgelser, men der<br />

vil stadig være betydelige variationer (Quasthoff, 2009).<br />

Ved måling af EMG vil der <strong>for</strong>ekomme støj i større eller mindre grad. Dette kan skyldes<br />

mange faktorer, <strong>og</strong> kan give falske <strong>og</strong> støjfyldte signaler men inkluderer generelt (Trew<br />

& Everett, 2005):


2.4 Elektroder <strong>og</strong> EMG-signaler 13<br />

• Andre muskler, specielt hjertet, kan fremtræde på signalet.<br />

• Elektriske apparater i nærheden, dette indbefatter <strong>og</strong>så EMG-instrumentet selv.<br />

• Radiobølger, alle <strong>for</strong>mer <strong>for</strong> radiostøj, som er i luften<br />

• Strømførende ledninger, specielt den elektriske strøm<strong>for</strong>syning<br />

• Lysstofrør, hvis der er lyskilder tæt ved optagelsen<br />

En anden grund til væsentlig støj på EMG-signalet er berøring af stik <strong>og</strong> ledning, når<br />

der sker en bevægelse under målingen.<br />

2.4.2 Elektroder<br />

Ved at bruge elektroder på skeletmuskulaturen, er det muligt at måle den elektriske aktivitet<br />

af musklerne. Brugen af EMG-elektroder bliver ligeledes anvendt til at undersøge<br />

muskelfunktioner inden<strong>for</strong> et bredt felt som kinesiol<strong>og</strong>i, fysol<strong>og</strong>i <strong>og</strong> rehabilitering (Webster,<br />

2004).<br />

De to hovedtyper af elektroder <strong>for</strong> måling af EMG-signaler er:<br />

- Overfladeelektroder<br />

- Indskudte elektroder<br />

De indskudte elektroder indbefatter enten en elektrodenål eller en elektrodetråd, som<br />

bliver stukket ind med en nål. De har begge en relativ lille overflade, <strong>og</strong> kan der<strong>for</strong> indsættes<br />

flere gange i samme muskel uden problemer. Der findes mange varianter inden <strong>for</strong><br />

elektrodenåle <strong>og</strong> -tråde, alt efter <strong>for</strong>mål <strong>og</strong> placering. Elektrodetrådene har almindeligvis<br />

en diameter på kun 25-100 µm.(Webster, 2004). Der er ingen bivirkninger ved at bruge<br />

nåleelektroder, men det er meget <strong>for</strong>skelligt, hvordan ubehaget føles. De fleste sammenligner<br />

nåleelektrode med ubehaget ved at få lavet en blodprøve, eller lidt værre. Der kan<br />

<strong>og</strong>så <strong>for</strong>ekomme ømhed i op til et par dage efter (Rigshospitalet, 2009).<br />

Overfladeelektroder består i en sølvskive, der er påsat huden. Indimellem skiven <strong>og</strong> huden<br />

skal der være saltindholdig gele eller “elektrodepasta”, <strong>for</strong> at øge den elektriske ledningsevne.<br />

Ulempen ved overfladeelektroder er, at disse ikke effektivt kan måle muskelsignaler<br />

fra dybtliggende skeletmuskler, pga. den dårlige ledningsevne i kroppens væv. Derudover<br />

kan disse elektroder give problemer i at undgå signaler fra nærliggende muskler pga. den<br />

mere upræcise placering.<br />

De har til gengæld den <strong>for</strong>etrukne egenskab, at de ikke medfører ubehag <strong>for</strong> patienten,


14 Problemanalyse<br />

<strong>og</strong> de begrænser patientes mobilitet i en langt mindre grad i <strong>for</strong>hol til de indskudte elektroder<br />

samt er nemmere at sætte på <strong>og</strong> tage af patienten.<br />

Som nævnt før, giver huden problemer i <strong>for</strong>bindelse med dårlig konduktans. Ude af hudens<br />

tre lag, Epidermis, Dermis <strong>og</strong> Subcutaneous lag, er det det yderste lag, epidermis,<br />

der har den største betydning <strong>for</strong> udfaldet af måling med overfladeelektroder (Webster,<br />

2009). Epidermal hudlaget kan sammenlignes med et RC-kredsløb, hvor impedancen af<br />

1cm 2 kan reduceres fra ca. 200kΩ ved 1Hz til helt ned mod 200Ω ved 1MHz. Den<br />

store <strong>for</strong>skel skal der<strong>for</strong> ses som afgørende <strong>for</strong> signalets størrelse, alt efter frekvensen.<br />

De underliggende hudlage har generelt mere konstant modstand. Hvis modstanden i det<br />

epidermale yderste lag, stratum corneum, reduceres, bliver resultatet der<strong>for</strong> bedre. Dette<br />

kan opnås ved mekanisk at fjerne så meget af de døde celler fra det yderste hudlag, som<br />

det kan, uden at påføre smerte (Webster, 2009).<br />

Ved at måle EMG-signaler, optages der signaler med <strong>for</strong>skellige størrelser, alt efter om<br />

de benyttes overflade- eller nåleelektroder, hvilket <strong>og</strong>så ses i tabel 2.1, som er en generalisering<br />

af EMG-signaler.<br />

Type: Størrelsesområde Frekvensområde<br />

EMG Nåleelektrode 0, 1 til 5mV 0 − 10.000Hz<br />

EMG Overfladeelektrode 0, 5 til 5mV 0, 5 − 150Hz<br />

Tabel 2.1: Målingsegenskaber <strong>for</strong> EMG-signaler (Webster, 2004)<br />

Det er lettest <strong>og</strong> helt uden bivirkninger at anvende overfladeelektroder, frem<strong>for</strong> indskudte<br />

elektroder. Dette gør sig <strong>og</strong>så gældelde <strong>for</strong> valget af overfladeelektroder i <strong>for</strong>bindelse med<br />

bio-feedbacksystemet, hvor<strong>for</strong> disse bruges. Der skal ikke være n<strong>og</strong>en <strong>for</strong>m <strong>for</strong> unødig<br />

smerte <strong>for</strong>bundet med at anvende elektronisk feedback, frem <strong>for</strong> traditionel rehabilitering<br />

.<br />

EMG-signal <strong>og</strong> apopleksipatienter<br />

Der kan sandsynligvis <strong>for</strong>ekomme lavere EMG-værdier, når der måles på apopleksipatienter,<br />

frem<strong>for</strong> raske <strong>for</strong>søgspersoner, som tallene i tabel 2.1 er lavet udfra. I sammenhold<br />

med andre ganganalyser, som gennemføres i Merletti & Parker (2004), så er den maximale<br />

EMG-signalamplitude under gang kun 0,4 mV <strong>for</strong> Tibialis Anterior (TA), selv <strong>for</strong><br />

raske <strong>for</strong>søgspersoner.<br />

En undersøgelse af EMG-signaler, Correa et al. (2005), af 15 blodpropspatienter viser,


2.4 Elektroder <strong>og</strong> EMG-signaler 15<br />

at der var en betydlig lavere EMG-værdier end <strong>for</strong> de 15 raske <strong>for</strong>søgspersoner i testen.<br />

Undersøgelsen bygger på EMG-måling med overfladeelektroder af <strong>for</strong>skellige muskler i<br />

underbenet, så var der i gennemsnit i peak-amplituden <strong>for</strong> TA et fald på op til 25% i<br />

<strong>for</strong>hold til de raske <strong>for</strong>søgspersoner. Dermed skal det medregnes, at EMG-signalet <strong>for</strong><br />

patienter med foot drop, <strong>og</strong>så har lavere værdi.<br />

2.4.3 Analyse af EMG-kurver<br />

Når der optages EMG-signaler vil der være kun et begrænset sæt parametre, som man kan<br />

analyser af det rå signal, f.eks. peak-amplituden samt minimum <strong>og</strong> maksimum værdier.<br />

Da EMG-signaler indebærer en vis grad af tilfældighed (jf. afsnit 2.4.1), kan amplituden<br />

<strong>og</strong> minimum- <strong>og</strong> maksimum værdier <strong>for</strong> enkle udsnit af samme signal variere væsentligt.<br />

Af den grund vil man blive nødt til at tage gennemsnittet af disse værdier over flere<br />

cyklusser, <strong>for</strong> at være stand til kunne sammeligne to EMG-signaler.<br />

Hvis man ensretter signalet,<br />

dvs giver det kun den<br />

ene polaritet, har man flere<br />

muligheder <strong>for</strong> sammenligning<br />

<strong>og</strong> beskrivelse af<br />

signalet. Signalet med en<br />

positiv eller negativ polaritet<br />

har en mellemværdi<br />

<strong>og</strong> et areal under grafen,<br />

som er <strong>for</strong>skellige fra<br />

nul. En illustration af dette<br />

princip vises på figur<br />

2.9.<br />

Amplitudens gennemsnitsværdi,<br />

af et valgt interval, er et<br />

nyttigt redskab til at beskri-<br />

Figur 2.9: Figuren viser et råt EMG-signal <strong>og</strong> det ensrettede<br />

EMG-signal, hvor de tre standardparametere ses:<br />

peak, gennemsnitsværdi <strong>og</strong> areal (Konrad, 2005)<br />

ve EMG-værdier. Den er mindre afhængig af flere målinger, da selv væsentlige variationer<br />

i enkle peaks mellem <strong>for</strong>skellige cykler ikke vil give store variationer af gennemsnitsværdien.<br />

Arealet under EMG-signalets graf findes ved hjælp af integrationen over et valgt tidsinterval.<br />

Dette giver <strong>og</strong>så et godt sammenligningsgrundlag <strong>for</strong> EMG-signaler, men denne<br />

metode har <strong>og</strong>så den <strong>for</strong>del, at den kan udføres ved hjælp af et simpelt anal<strong>og</strong>t kredsløb


16 Problemanalyse<br />

(Sedra & Smith, 2004).<br />

Af andre brugbare analysemetoder kan nævnes, at der ofte benyttes input-% -værdi <strong>og</strong><br />

RMS-værdi (Root Mean Square). Input-% er baseret på et gennemsnitsudregning af alle<br />

input over flere målinger, hvortil der defineres en referceværdi <strong>for</strong> patienten. Derpå<br />

gives der in<strong>for</strong>mation om den procentvise afvigelse fra referencen (Konrad, 2005). RMSværdien<br />

findes ved at tage kvadratroden af gennemsnittet af kvadratroder <strong>for</strong> enkelte<br />

punkter, <strong>og</strong> benytte dette til at afbilde gennemsnittet af energimængden <strong>for</strong> signalet<br />

(Konrad, 2005).<br />

Af disse metoder til at udnytte <strong>og</strong> analysere et EMG-signal, vil der som udgangspunkt<br />

arbejdes videre med at analysere arealet under den ensrettede EMG kurve. Dette kan<br />

gøres meget veldefineret i <strong>for</strong>hold til tiden, da der vil tages højde <strong>for</strong> faser <strong>og</strong> perioder i<br />

gangen, da tiden således skal medregnes, som afgørende faktor i <strong>for</strong>hold til integration.<br />

2.5 Analyse af almindelig gangfunktion<br />

Normal gang er <strong>for</strong> de raske, almindelig mennesker en normal let <strong>og</strong> ganske ubesværet<br />

måde, at flytte sig på. Når der ligeledes kan nævnes andre typer af menneskelig bevægelse<br />

som fx løb, kryb, <strong>og</strong> endda hop, hinke osv., så har alle disse bevægelser det til fælles, at<br />

de indeholder fælles træk fra gang (Perry, 1992). Ligeledes er der dele af gangens faser,<br />

som kan volde problemer <strong>for</strong> n<strong>og</strong>le menneskergrupper. Der i det kommende afsnit blive<br />

beskrevet gang <strong>og</strong> gangfunktioner, <strong>for</strong> almindelige mennesker, inden der dykkes ned i<br />

gang <strong>og</strong> gangproblemer <strong>for</strong> apoplegikere mv.<br />

Gang er en kontinuerlig bevægelse af benene, hvor én fod altid er i kontakt med underlaget.<br />

Denne bevægelse er sædvanligvis glidende, sammenhængende <strong>og</strong> ser ubesværet<br />

ud. Gangen består af flere perioder <strong>og</strong> begivenheder som alt i alt giver en gangcyklus,<br />

der efterfølgende bliver gentaget. En gangcyklus starter når hælen på højre fods rammer<br />

underlaget (udgangsstilling), <strong>og</strong> frem til efterfølgende gang, hvor den samme hæl rammer<br />

underlaget, <strong>og</strong> er dermed tilbage til udgangsstillingen. Dette bliver i det følgende inddelt<br />

i faser, perioder <strong>og</strong> events.<br />

Ved én gangcyklus kommer højre fød gennem to faser:<br />

1 Stance-fasen: Hvor foden er i kontakt med underlaget, omkring 62% af tiden ved<br />

normal gangcyklus (“GC”, herefter:). (Skinner, 2000)<br />

2 Swing-fasen: Hvor foden er løftet fra underlaget <strong>og</strong> svinger frem, <strong>for</strong> igen at <strong>for</strong>berede<br />

kontakt til jorden, omkring 38% af GC. Denne inddeling kan <strong>for</strong> stance-fasen<br />

yderligere beskrives ved tre perioder, der igen inddeles i:


2.5 Analyse af almindelig gangfunktion 17<br />

- 1.1 Første dobbeltstøtte: Begge fødder har kontakt med underlaget. (ca. 10%<br />

af GC)(Perry, 1992)<br />

- 1.2 Enkeltfods-stance: Kun den ene fod har kontakt med underlaget, mens<br />

den anden er i svingningsfasen. (ca. 40% af GC)<br />

- 1.3 Anden dobbeltstøtte: Begge har igen kontakt med underlaget. (10% af GC)<br />

Figur 2.10: En fods gangcyklus med de to faser: Stance- <strong>og</strong> swingfasen (Perry, 1992)<br />

Gangcyklusen, der her er beskrevet udfra to faser <strong>og</strong> tre perioder, ses på figur 2.11.<br />

Figur 2.11: En gangcyklus, med inddeling af faser, perioder <strong>og</strong> events (Trew & Everett, 2005)<br />

Denne indgangsbeskrivelse benyttes, hvor der gåes lidt dybere i gangcyklusen, <strong>og</strong> <strong>for</strong>skellige<br />

events beskrives:<br />

1 Heel-strike Begge fødder har kontakt med underlaget. Forrest, ipsilaterale fod (ipsilaterale<br />

= nærmeste) har hælen i stance-fasen <strong>og</strong> bagerste, kontralaterale fod (kontralaterale<br />

= fjerneste) har tæerne lige før swingfasen. Stance-benets er flexeret,<br />

mens knæet er extenderet. Kroppens tyngdepunkt er bag stance-benet. 0-2 % af<br />

GC (Perry, 1992).


18 Problemanalyse<br />

2 Foot-flat (eller loading response (Spivack, 1995) Hele højre fods flade har kontakt<br />

med underlaget. Kraften på foden øges, <strong>og</strong> ventre fod er i pre-swingfasen. 0-10%<br />

af GC.<br />

3 Mid-stance Den kontralaterale fod passerer den ipsilaterale fod. Hoften extenderes<br />

<strong>og</strong> knæet flexeres svagt. I mid-stance er kroppens position yderst stabil. 10-30% af<br />

GC.<br />

4 Heel-off (eller Terminal Stance) Hælen mister kontakten med underlaget <strong>og</strong> det<br />

ipsilaterale stance-ben <strong>for</strong>bereder sig på at skubbe fra underlaget. Knæet extenderes<br />

mens hoften hyper-extenderes <strong>og</strong> kroppen lænes frem over stance-benet. 30-50<br />

% af GC.<br />

5 Toe-off (eller Pre-swing) Dette er enden på stance-fasen, idet foden slipper underlaget<br />

<strong>og</strong> indleder swing-fasen. Foden, især storetåen, påfører underlaget en sidste<br />

kraft, som er med til at sikre kroppens fremdrift. 50-60% af GC.<br />

6 Acceleration (eller Initial swing) Starten på swing-fasen begynder, når foden mister<br />

kontakten med underlaget. Det ipsilaterale bens hofte <strong>og</strong> knæ flexeres, derved<br />

kommer accelerationen. Den ipsilaterale fods ankel dorsiflexeres <strong>for</strong> at undgå at<br />

foden rammer underlaget under swingningsfasen. 60-73% af GC.<br />

7 Mid-swing Den anden swing-fasen begynder <strong>og</strong> det ipsilaterale ben passerer det<br />

kontralaterale, mens foden er løftet. 73-87% af GC.<br />

8 Deceleration (eller Terminal swing) Den sidste del af den ipsilaterale fods swingfase,<br />

der sænker musklernes hastighed <strong>og</strong> stabiliserer foden som <strong>for</strong>beredelse på<br />

næste heel-strike. Dette sker ved at hoften flexeres yderligere, <strong>og</strong> tibia er desuden<br />

lodret lige inden foden rammer. Når hælen igen rammer underlaget er fødderne<br />

tilbage ved udgangsstillingen <strong>og</strong> en gangcyklus er gennemført. 87-100% af GC.<br />

For at give overblik over sammenhæng mellem faser, perioder <strong>og</strong> events, ses nedenunder<br />

den kronol<strong>og</strong>iske rækkefølge på figur 2.12.<br />

Denne beskrivende introduktion til at beskrive gangen vil blive brugt de de efterfølengende<br />

afsnit, <strong>for</strong> at referere til <strong>for</strong>skellige tidspunkter i gangens cyklus.


2.6 Aktive muskler under almindelig gangcyklus 19<br />

Figur 2.12: En gangcyklus, med kontinuerlig inddeling i faser, perioder <strong>og</strong> events<br />

2.6 Aktive muskler under almindelig gangcyklus<br />

Under gangen bruges en række <strong>for</strong>skellige muskler, som alle udgør en vigtig brik i at<br />

muliggøre gangbevægelsen. Der vil ikke gennemgåes alle muskler i dybden, der er indbefattet<br />

ifm. gang, men i stedet gives et generelt overblik. Helt overordnet vil der inddeles<br />

de indbefattede musklerne efter deres placering:<br />

1 Muskler placeret låret: (15 <strong>for</strong>skellige muskler)<br />

2 Muskler placeret legen: (9 <strong>for</strong>skellige muskler)<br />

3 Muskler placeret foden: (7 <strong>for</strong>skellige muskler)<br />

Disse i alt 31 muskler <strong>for</strong> hver ben, er således de alle indbefattede muskler, som benyttes<br />

under gang.<br />

De mest betydningsfulde muskler <strong>og</strong> muskelgrupper vil beskrives udfra funktionen: (Spivack,<br />

1995)


20 Problemanalyse<br />

1 Hofteabduktor (Muskelgruppe mellem hoften <strong>og</strong> femur, inderside lår): Aktiv under<br />

loading response, midstance. Sørger <strong>for</strong> stabiliser bækkenet. Eccentrisk under<br />

loading response <strong>og</strong> concentric under hoften løft under swingfasen.<br />

2 Gluteus maximus (Muskel i ballen): Aktiv under terminal swing <strong>og</strong> loading respons.<br />

Sørger <strong>for</strong> hofteudstrækning <strong>og</strong> koncentrisk sammentrækning<br />

3 Iliacus (Muskel fra hoften til femur,ligger inderst) Aktiv under terminal preswing<br />

<strong>og</strong> initial swing. Sørger <strong>for</strong> at bøje hoften, <strong>og</strong> koncentrisk sammentrækning<br />

4 Quadriceps (Muskelgruppe øverst i frontlåret): Aktive under initial contact <strong>og</strong> loading<br />

response. Sørger <strong>for</strong> bøjning i knæ, excentrisk <strong>og</strong> koncentrisk kontraction<br />

5 Hamstrings (Muskelgruppe nedeste i baglåret): Aktive under terminal swing <strong>og</strong><br />

loading response. Sørger <strong>for</strong> deceleraring af det swingende ben, <strong>og</strong> excentrisk kontraction.<br />

Desuden hofteudstræking, <strong>og</strong> koncentrisk kontraction.<br />

6 Adductors (Muskelgruppe i Frontlåret): Aktiv under toe-off, initial swing <strong>og</strong> terminal<br />

swing. Sørger <strong>for</strong> hoftebøjning, <strong>og</strong> koncentrisk konkraction. Desuden under<br />

terminal swing en rotering af femur.<br />

7 Triceps surae (Muskelgruppe fast på Achillessenen, bagleg): Aktiv under midstrance<br />

<strong>og</strong> terminal stance. Styrer fremføring af tibia under ankel dorsiflexion. Bevirker<br />

desuden ankel plantar bøjning.<br />

8 Tibialis anterior <strong>og</strong> tåstrækning(Muskel på frontleg): Aktiv under loading response,<br />

toe-off <strong>og</strong> in-swing. Sørger <strong>for</strong> kontrolering af dalende fod <strong>og</strong> at dorsiflexe anklen,<br />

så der let kan trædes ned igen.<br />

Dette er otte grupperinger af muskler <strong>og</strong> muskelgrupper, der alle muliggør en normal<br />

gangfunktion. Disse ligger som bekendt alle i fra hoften <strong>og</strong> ned til anklen, hvilket udgør<br />

ialt godt 24 muskler. Der vil på figur 2.13 kunne ses de større muskler, der vil være<br />

relevant at kende <strong>og</strong> <strong>for</strong> at beskrive <strong>og</strong> analyser en samlet gangfunktion.<br />

For at se nærmere, hvornår de enkelte muskler fremtræder i gangens cyklus, er en fyldestgørende<br />

tabel medtaget i Bilag, på side 99. De enkelte muskler kan således reagere med<br />

hhv. excentrisk eller koncentrisk aktivitet, hvilket der <strong>og</strong>så skelnes mellem på figuren.<br />

Der bliver øverst set på faseinddelingen <strong>og</strong> ned langs siden på de <strong>for</strong>skellige perioder, hvor<br />

muskelgrupperne benyttes. De <strong>for</strong>skellige signaler viser størrelsen af muskelaktiviteten,<br />

som EMG-signalet målt på musklen. Denne teknik vil <strong>og</strong>så anvendes senere i projektet.


2.7 Gangproblemer <strong>for</strong> apopleksipatienter 21<br />

Figur 2.13: På figuren ses de udvendige større, fremtrædende musker i benene, tv. et dorsaltbillede,<br />

<strong>og</strong> th. et frontalt-billede (Martini, 2004)<br />

2.7 Gangproblemer <strong>for</strong> apopleksipatienter<br />

Gangbesvær er et at de største problemer blandt apopleksipatienter, <strong>og</strong> blandt de mange<br />

overlevende udgør problemer som nedsat ganghastighed, nedsat udholdenhed <strong>og</strong> generelt<br />

indskrænket mulighed <strong>for</strong> at udføre de nødvendige i hverdagsopgaver, et stort problem<br />

(Lamontagne et al., 2007). Kun 23-37 % af de personer, der er ramt af et slagtilfælde, kan<br />

gå uafhængigt inden <strong>for</strong> den første uge efter. Dette stiger herefter til 50-80 % efter den 3.<br />

uge, <strong>og</strong> til omkring 85 % efter endt rehabilitering (Olney & Richards, 1996). Gangen er<br />

normalvis det vigste emne inden <strong>for</strong> genoptræningen hos i apoplegiere, <strong>og</strong> der<strong>for</strong> relevant<br />

problem, idet mange ønsker gangfunktionen tilbage (Davies, 2008; Olney & Richards,<br />

1996).<br />

Generelle motoriske <strong>for</strong>ringelser er den primære grund til den nedsatte gangufunktion,<br />

<strong>og</strong> det indebærer <strong>for</strong>modenlig en svanghed i flere af muskelgrupper, som f.eks. i plantalflexor<br />

på den paretiske side, hvilket i høj grad nedsætter ganghastigheden (Lamontagne<br />

et al., 2007). Desuden vil den <strong>for</strong>ringede sensoriske opfattelse <strong>og</strong> de nedsatte k<strong>og</strong>nitive<br />

egenskaber ligeledes påvirker dette.<br />

Symmetrisk contra asymmetrisk gangstil er en af de mest betydningsfulde <strong>og</strong> gennem-


22 Problemanalyse<br />

reporterede karakteristikker, der laves efter et slagtilfælde, <strong>og</strong> mange elektrofyskske-,<br />

biomekaniske- <strong>og</strong> billedelige målinger er blevet udviklet, <strong>for</strong> at klassificere gangsproblematikken<br />

<strong>for</strong> apopleksipatienter (Patterson et al., 2009; Lamontagne et al., 2007). Siden<br />

EMG-signalet er blev opdaget, er det således brugt til at opservere et fald i EMGamplituden<br />

på patienters paretiske side, mens der kan blive målt en <strong>for</strong>højet værdi på<br />

den ikke-paretiske side, <strong>og</strong> endvidere en abnorm timing i gangcyklusen. På baggrund<br />

af disse måling, specielt af EMG, kan patienterne inddeles i tre grupper: (Lamontagne<br />

et al., 2007)<br />

1 Spastiskepatienter, er karakteriseret ved en <strong>for</strong> tidlig aktivering af lægmusklerne<br />

uder stancefasen.<br />

2 Paretiskepatienter, er kendetegnet ved unormal lav aktivering af de fleste muskelgrupper.<br />

3 Patienter, der viser en efter-aktivering af de fleste eller alle muskelgrupper. Dette<br />

er ofte at finde ved den ikke paretiske side efter slagtilfælde.<br />

Gangtypens ændring afhænger af, hvor i hjernen patienten er blevet ramt, <strong>og</strong> kan der<strong>for</strong><br />

have motoriske effekt, så vel som sanselige, balance, coordination, perceptuelle (opfattelse)<br />

<strong>og</strong> visuel styring. Hvis et motorisk område eller bane er blevet indvoldveret, vil det<br />

næsten sikkert ramme som hemiplegisk hemiparese i de contralaterale lemmer, <strong>og</strong> der<br />

kan være <strong>for</strong>skellige grader af denne skade (Gillen & Burkhardt, 2004).<br />

Figur 2.14: Betegnelser <strong>for</strong> bevægelser<br />

af benet. Patienter<br />

med dropfod har<br />

problemer med “dorsiflexion”(Gillen<br />

& Burkhardt,<br />

2004)<br />

Det er ikke alle patienter, der efter et slagtilfælde,<br />

har fået hemiparese. Personer med iskæmisk apopleksi<br />

med en cerebral arterieblødning eller midt cerebral<br />

kan have “velfungerende” arme, mens benene<br />

er påvirket i større grad. Den generelle hemiplegiske<br />

gang har visse kendetegn. Under stancefasen<br />

vil det heparetiske ben ved initial contact udføre<br />

en “fladfods-” eller “<strong>for</strong>fods-” kontakt med underlaget,<br />

istedet <strong>for</strong> hælkontakt. Desuden vil patienten<br />

ikke kunne udføre dorsiflexion ved initial kontakten<br />

<strong>og</strong> derved stå usikkert på fodkanten. Princippet i<br />

dorsiflexion illustreres på figur 2.14.<br />

Et andet stort problem er at patienten under double<br />

support ikke står med ligevægt på begge ben,<br />

hvilket skyldes at der ikke bøjes tilstrækkeligt i<br />

knæene, som nødvendigt <strong>for</strong> at absorbere kraften.<br />

Dette problem er ligeleder i hoften, som heller ikke


2.7 Gangproblemer <strong>for</strong> apopleksipatienter 23<br />

bevæges. Endvidere findes hos n<strong>og</strong>le patienter ligeledes det modsatte problem med overbøjet<br />

knæled <strong>og</strong> udsædvandlig dorsiflecion <strong>og</strong> hofbøjning. Problemer som manglende løft<br />

at hælen <strong>og</strong> stor dorsiflexion kan give problem ved tidlig initial contact. Derudover kan<br />

der <strong>og</strong>så være en skæv sidevers vægt<strong>for</strong>delig af krop, som giver ringe balance. De generelle<br />

problemer resulterer i <strong>for</strong>mindsket skridtlængde, specielt <strong>for</strong>di pga. den manglende<br />

mobilitet af bækken, hofte, knæ eller ankel <strong>og</strong> den hemiparetiske side (n<strong>og</strong>le gange begge),<br />

<strong>og</strong> resultatet bliver en længere stancefase <strong>og</strong> kortere swingfase (Gillen & Burkhardt,<br />

2004).<br />

En generelbeskrivelse af påvirkede gangmøstre <strong>for</strong> apopleksipatienter vil være umulig af<br />

lave, <strong>og</strong> der kan i sammenhæng kun nævnes de de almindelig <strong>for</strong>ekommende <strong>for</strong>tilfælde<br />

<strong>for</strong> Cerebellar slagtilfælde (generelle hjerneblødninger); ipsilateral energisk (pusher<br />

syndrome), proprioceptiv mangel, visuel mangel, perseptuel mangel, ortopæd indgreb<br />

(mindre påsatte hjælpemidler) <strong>og</strong> generelle hjælpemidler(Gillen & Burkhardt, 2004).<br />

2.7.1 Problemer med Dropfod<br />

Dropfod eller Foot Drop er et problem, som kan have flere <strong>for</strong>skellige årsager, såsom<br />

muskel- eller nerveskader, rygsøjleskader eller hjerneblødninger. Hjerneblødninger overses<br />

ofte som årsag til foot drop, idet de ikke fremkommer så ofte som de andre årsager.<br />

Det ændrer alligevel ikke ved det faktum, at hemiplegikere oplever store problemer med<br />

livskvaliteten <strong>og</strong> gangsrehabiliteringen, hvis de rammes af Foot drop (Davies, 2008).<br />

Musklen, som styrer fodens dorsalflektion (bøjening opad), er tibialis anterior (Martini,<br />

2004). Den begynder i to tredjedele af tibia <strong>og</strong> slutter ved toppen af foden (Merletti<br />

& Parker, 2004). Under normal gang skal denne muskel kontraheres, så foden kan løftes,<br />

når benet skal føres frem under swingfasen. Når patienten lider af dropfod, kan dette<br />

ikke ske. Årsagen til det er, at området i hjernen, som er ansvarlig <strong>for</strong> styring af den<br />

svarende fod, skades på grund af blødningen. Selv om <strong>for</strong>bindelsen mellem musklen <strong>og</strong><br />

hjernen er uskadt, hvilket vil sige, at nerve<strong>for</strong>bindelser ikke er fysisk afbrudt, med der<br />

kommer ikke signaler frem til musklen.<br />

Foot drop medfører problemer med at aktivere muskler, som f.eks. er ansvarlige <strong>for</strong><br />

drejning <strong>og</strong> løftning af foden. Patienten er der<strong>for</strong> ikke i stand til at løfte foden, når et<br />

skridt tages. Foden hænger løst, <strong>og</strong> patienten skal løfte hele benet, <strong>for</strong> at tage et skridt<br />

<strong>for</strong> ikke at sætte foden <strong>for</strong>kert. Den <strong>for</strong>kerte funktion af dropfoden medfører <strong>og</strong>så en<br />

væsentlig <strong>for</strong>kortet skridtlængde af det raske ben. Kroppen er ikke i stand til at gennemføre<br />

en fuldstændig bevægelse fremad, på grund af manglende støtte fra dropfoden.<br />

Dette medfører, at foden på det raske ben sættes ved siden af dropfoden i stedet <strong>for</strong><br />

<strong>for</strong>an, som ville ske under normal gangcyklus (Gillen & Burkhardt, 2004). Dette medfø-


24 Problemanalyse<br />

rer, at patientens hastighed, rytmen, skridtlængden <strong>og</strong> gangsletheden er stærkt påvirket.<br />

På grund af det bliver hverdagslivet <strong>og</strong> funktioner, som påkræver af, at patienter går, i<br />

større eller mindre grad blevet hæmmet.<br />

Rehabiliteringen af gangfunktionen spiller en enorm stor rolle i patienters liv. Det at<br />

kunne gå uden problemer er en primær prioritet <strong>for</strong> enhver hemiplegipatient (Davies,<br />

2008). Korrekt gangfunktion er én af de første ting patienter føler de har brug <strong>for</strong>, <strong>for</strong> at<br />

kunne komme sig over en hjerneblødning.<br />

2.8 Endelig problemstilling <strong>og</strong> problemafgrænsning<br />

I dette afsnit vil det blive beskrevet, hvad der indtil nu er fundet relevant, at det endelige<br />

system skal kunne. Dette vil blive fastlagt udfra projektets problem<strong>for</strong>mulering <strong>og</strong><br />

problemafgrænsning.<br />

Apopleksipatienter har generelle problemer i rehabiliteringen med at få basale funktioner<br />

tilbage: Ekstremitets-, vandladnings-, afførring-, opmærksomheds-, hukommelses <strong>og</strong><br />

styrringsfunktioner. En stor del af patienterne ønsker de motoriskefunktioner tilbage, her<br />

i blandt specielt gangfunktionenen <strong>og</strong> muligheden <strong>for</strong> frit at kunne bevæge sig omkring.<br />

Det gav mulighed <strong>for</strong> at dykke dybere ned i gangproblematikken <strong>for</strong> apopleksipatienter,<br />

<strong>og</strong> hvad der giver problemer hos dem.<br />

Det blev fundet interessant, at arbejde videre med delproblematikken omkring “dropfod”<br />

<strong>og</strong> dermed usikker gang hos apopeksipatienter. Dette gælder specielt gang hos hemiplegikere,<br />

hvor f.eks. det ene ben skal løftes højere end normalt, hvilket giver en svær <strong>og</strong><br />

usikker gang.<br />

Ved at kunne måle <strong>og</strong> opsamle muskelaktiviteten i muskler under gang, kan patienten<br />

få feedback, <strong>og</strong> dermed se en udvikling i rehabiliteringen <strong>og</strong> give nye muligheder <strong>for</strong><br />

anderledes <strong>og</strong> effektiv træning. Desuden er det det fundet relevant, da op mod 10.000<br />

danskere årligt rammes af apopleksi, hvilket betyder, at der er et stort potentiale inden<br />

<strong>for</strong> rehabilitering. (Se afsnit2.1)<br />

2.8.1 Endelig problem<strong>for</strong>mulering<br />

Det resulterer i en problem<strong>for</strong>mulering, der får følgende ordlyd:<br />

Hvordan kan man hjælpe ved rehabiliteringe af gangfunktionen hos apopleksipatienter<br />

med “dropfod”-symptomer ved brug af et elektromy<strong>og</strong>rafisk feedbacksystem?


2.8 Endelig problemstilling <strong>og</strong> problemafgrænsning 25<br />

2.8.2 Problemafgrænsning<br />

I projektet vil der blive arbejdet med udgangspunkt i problemet “foddrop” hos apopleksipatienter.<br />

For at måle muskelaktiviteten, er det besluttet, at der skal måles på begge<br />

ben samtidig med overfladeelektroder på Tibialis Anterior (TA) <strong>for</strong> at have en valid sammenligningsgrundlag<br />

mellem dropfoden <strong>og</strong> “den raske fod”. Dette sammenholdes med en<br />

hælkontakt, der viser “heel-on” <strong>og</strong> “heel-off” i gangcyklusen, <strong>for</strong> at kunne følge patienten.<br />

Der vil som udgangspunkt i denne problemløsningen kun tages fat i opsamlingen <strong>og</strong> behandling<br />

af EMG-signalet fra Tibialis Anterior da dette bøjer foden. Signalopsamlingen<br />

fra fodkontakten vil ske vha. et “færdigt instrument”, som vil give et fast on-off værdi<br />

som signal <strong>og</strong> dermed designes ikke.<br />

Systemet skal kunne give patienten feedback om muskelaktiviten i TA <strong>og</strong> kan således<br />

f.eks. ikke nå at redde en patient fra at falde, hvis TA pludselig ikke bliver kontraheret<br />

tilstrækkelig. Den kan kun vise, om der sker en positiv eller negativ udvikling i stimulering<br />

i TA <strong>og</strong> dermed en hjælp i <strong>for</strong>bindelse med genoptræningen.<br />

Der vil designes en færdig prototype, der sammen med fodsensoren er klar til optagelse af<br />

muskelsignaler på en patient. Dette instrument skal ud<strong>for</strong>mes i <strong>for</strong>hold til systembeskrivelsen<br />

<strong>og</strong> de efterfølgende krav <strong>for</strong> projektet. I det der ikke laves et færdigt instrument,<br />

men kun en prototype, er der visse ting, der ikke tages højde <strong>for</strong>; dette specielt den<br />

fysiske ud<strong>for</strong>mning af instrumentet. Her menes størrelse af af det samlede instrument,<br />

den samlede vægt, samt hvor robust, det bliver samlede set bliver. Ligeledes vil der heller<br />

ikke bliver implementeret trådløse sendere mellem patienten <strong>og</strong> instrumentet, da dette<br />

vil besværliggør det endelig design. Den endelige prototype vil skulle være f.eks. på et<br />

bord, <strong>og</strong> patienten <strong>og</strong> andre brugere vil så kunne følge feedbacket derpå.


3.1 Systembeskrivelse<br />

KAPITEL 3<br />

Problemløsning<br />

Dette kapitel vil indeholde en beskrivelse af systemets samlede funktionalitet <strong>og</strong> systemkrav,<br />

en gennemgang af design <strong>og</strong> afprøvning først i <strong>for</strong>m af simulering, <strong>og</strong> senere i <strong>for</strong>m<br />

af en konkret implementering. Tilsidst testes de enkelte blokke, inden det samlede system<br />

skal testes. Dette vil ske udfra følgende sammenhæng:<br />

1. Systembeskrivelse, det samlede system beskrives<br />

2. Kravspecifikation, krav til de enkelte “blokke” beskrives<br />

3. Design, systemet enkelte “blokke” designes, så de overholder kravene<br />

4. Simulering, systemet enkelte “blokke” simulereres, <strong>for</strong> at tjekke <strong>for</strong> funktionalitet<br />

5. Implementering, de enkelte “blokke” implementeres<br />

6. Test, de enkelte “blokke” testes, inden det samlede anal<strong>og</strong>e kredsløb testes kan<br />

testes<br />

Udfra de enkelte punkter, vil alle “blokke” af det anal<strong>og</strong>e kredskøb samt brugergrænsefladen<br />

på computeren gennemgåes, før næste trin i overstående liste. Hvert punkt vil ske<br />

i adskilte afsnit.<br />

26


3.1 Systembeskrivelse 27<br />

3.1.1 Systemets funktionalitet<br />

Det udviklede system skal hjælpe dropfodspatienter<br />

ved at vise, hvor intensivt patienten bruger sin muskel<br />

Tibialis Anterior på det sygdomsramte ben. Dette<br />

kunne man opnå udefra en sammenligning af signalet<br />

fra “dropfodsbenet” med det raske ben. Der skal<br />

der<strong>for</strong> laves to tilsvarende anal<strong>og</strong>e kredsløb, som vil<br />

optage <strong>og</strong> behandle signalet; ét til hvert ben, som det<br />

ses på figur 3.1.<br />

Signalerne fra musklerne går igennem dataopsamlingen,<br />

hvor støjet filtreres fra <strong>og</strong> signalerne <strong>for</strong>stærkes<br />

til et passende arbejdsområde. Derefter behandles<br />

det anal<strong>og</strong>e signalet så der fremkommer “den samlede<br />

mængde arbejde”, som TA-musklen udfører <strong>for</strong> hver<br />

gennemført swingfase. Denne værdi holdes frem til<br />

næste efterfølgende swingfase, så brugeren har tid til<br />

at registere arbejdet. Signalet fra hvert ben vises på<br />

et display med to sæt lysdioder med en værdi, som<br />

er <strong>for</strong>udbestemt i intervaller i <strong>for</strong>hold til muskelkontraktionen.<br />

På samme tidspunkt skal det være muligt at lave<br />

en signalopsamling på en computer gennem en<br />

anal<strong>og</strong>-digital-converter (ADC-converter), hvor de to<br />

Figur 3.1: Blokdiagram af det<br />

samlede system overordnet.<br />

behandlede EMG-signaler optages. Dataopsamling <strong>for</strong>egår på computeren vha. pr<strong>og</strong>ram,<br />

der er baseret på LabView, som gemmer EMG-signaler fra patientfeedbacket efter hver<br />

gangøvelse. Det vil betyde, at der kan sammenlignes EMG-signaler i <strong>for</strong>hold patientresultater<br />

tilbage i tiden.<br />

Systemet bruger desuden to <strong>for</strong>ce-sensitive resistorer (FSR) <strong>og</strong> to “Sample and Hold”<br />

moduler til at styre målingens begyndelsestidspunkter <strong>og</strong> tiden af diodevisningerne i<br />

<strong>for</strong>hold til patientens gangcyklus. Dette muliggør, at systemet optager data i korrekt<br />

synkronisering ift. patientens gang. Desuden bliver visningen fra dioderne langt nok til,<br />

at patienten kan nå at registere dem.<br />

Disse oplysninger leder til følgende krav til den overordnet funktion af systemet:<br />

3.1.2 Systemets opbygning<br />

Hver af de to sæt dioderækker implementeres i hver sin signalbehandlingskreds. Signalet<br />

fra musklerne optages ved hjælp af ialt fem overfladeelektroder - to på hver muskel <strong>og</strong><br />

en referenceelektrode. Figur 3.2 viser hvorledes systemet overordnet skal opbygges.


28 Problemløsning<br />

- Det skal være muligt <strong>for</strong> brugeren at se, hvor “meget” patienten bruger sin TAmuskel,<br />

både på dropfoden <strong>og</strong> det raske ben, under hver swingfase.<br />

- Det skal være muligt <strong>for</strong> brugeren at få en grafisk visning af størrelsen af EMGsignalet<br />

på en computer <strong>og</strong> efterfølgende kunne gemme resultatet.<br />

- Det skal være muligt <strong>for</strong> brugeren at se en udvikling over tid af TA-musklen aktivitet<br />

på dropfoden vha. en computer.<br />

Signalet fra elektroderne går først igennem en<br />

instrumenterings<strong>for</strong>stærker, hvor signalelementer,<br />

som er fælles <strong>for</strong> signaler fra elektroderne<br />

fjernes af differens<strong>for</strong>stærkeren (eller instrumenterings<strong>for</strong>stærker).<br />

Den skal endvidere give<br />

signalet et ganske lille gain, hvilket ikke må<br />

ramme <strong>for</strong>syningsloftet, så signalet samtidigt<br />

vil blive sikret mod, at det ikke går tabt i filtrene.<br />

Filtererne frasorterer signaler liggende uden<strong>for</strong><br />

det ønskede frekvensområde (støj), som kan <strong>for</strong>vrænge<br />

det ønskede outputsignal.<br />

Efter filtrering går signalet igennem en anden<br />

<strong>for</strong>stærkningsblok, en ikke-inverterende<br />

<strong>for</strong>stærker, som <strong>for</strong>stærker signalet til den ønskede<br />

max output størrelse af ∼ 3V , som kan<br />

tilpasses i <strong>for</strong>hold til eventuelle <strong>for</strong>skelle mellem<br />

patienternes muskelaktivit. Dette opnås ved at<br />

bruge et variabelt gain på anden <strong>for</strong>stærkningen.<br />

Herefter føres signalet igennem en ensretter,<br />

som vender signalet fra et plus-minus signal til<br />

et udelukkende plus eller minus. Dette er nødvendigt<br />

<strong>for</strong> at der kan bruges en integrator, som<br />

giver angiver arealet af den samlede mængde<br />

signal over tid.<br />

Figur 3.2: Blokdiagram af den ene halvdel<br />

af det samlede system.<br />

Integratoren giver den samlede størrelse af<br />

signalet, hvorefter komporatoren styrer, hvor<br />

mange dioder (grøne, gule eller røde), der skal lyse på displayet som feedback. Komparatoren<br />

vil blive indstillet til at sammenlinge signalet med den <strong>for</strong>udbestemte værdi<br />

over fx 10 niveauer. Der vil der<strong>for</strong> være fx 10 dioder, som vil lyse efter komparatorens


3.1 Systembeskrivelse 29<br />

output.<br />

Sampling <strong>og</strong> visning vil styres af FSRene <strong>og</strong> “Sample and Hold” blokkene. FSRene har<br />

sine separate <strong>for</strong>stærkere <strong>og</strong> komparator, som muliggør et outputsignal af to fast værdier,<br />

som kan bruges som ON/OFF signaler. Ved “heel-off” lige før swingfasen giver FSRen et<br />

’OFF’ signal, hvilket slår samplingen <strong>og</strong> dataopsamlingen til, <strong>og</strong> integratoren begynder<br />

at integrere. Når “heel-on” registres, holdes signalet vha. “Sample and Hold” modulet<br />

mens integratoren aflades, <strong>og</strong> således gentages processen igen ved “heel-off”.<br />

Det <strong>for</strong>stærkede EMG-signal <strong>og</strong>så vil kunne opsamles på en computer ved hjælp af en<br />

anal<strong>og</strong>-til-digital converter, både fra <strong>for</strong>stærkning <strong>og</strong> fra integratorene.<br />

3.1.3 Systemets bruger<br />

Brugeren af systemet er en patient, en læge mv., der har til <strong>for</strong>mål at træne den motorisk<br />

rehabilitering af en apopleksipatient med fokus på problemet dropfod <strong>og</strong> som er<br />

ved at træne sin gangfunktion. Brugeren benytter systemet til at se, hvor meget patienten<br />

bruger musklen - Tibialis Anterior, gennem en gangcyklus. Med øjebliklig feedback<br />

på diodedisplayet under gangøvelser er muligt ved rehabiliteringsøvelser at sammenligne<br />

muskelaktiviteten i de to ben undervejs. Desuden gør lagringen <strong>for</strong> optagelser på compunteren<br />

det muligt at sammenligne resultaterne i <strong>for</strong>hold til tidligere øvelser, så brugeren<br />

kan se patientens udvikling i brugen af musklen. Denne in<strong>for</strong>mation om patientens brug<br />

af TA-musklen vil <strong>for</strong>håbentlig give en positive udvikling ifm. genoptræning hos patienter<br />

med foddrop-symptoner <strong>og</strong> hjælpe disse med at få deres gangfunktion tilbage (jf. 2.3<br />

om positive resultater ved brug af bio-feedbacksystemer under rehabilitering). For at få<br />

et overblik over det samlede bio-feedbacksystem, se figur 3.3.


30 Problemløsning<br />

Figur 3.3: Det samlede bio-feedbacksystem med “brugeren” i centrum, der vil modtage in<strong>for</strong>mation<br />

fra både dioderne i “real time” <strong>og</strong> efterfølgende gennem computeren<br />

3.2 Kravspecifikationer<br />

I de følgende afsnit, vil kravene blive beskrevet de, som hver blok vil skulle overholde,<br />

<strong>for</strong> at systemet vil kunne opnå det ønskede resultat.<br />

3.2.1 Signal<strong>for</strong>stærkning<br />

Helt overordnet er <strong>for</strong>stærkningen givet udfra <strong>for</strong>holdet mellem Inputspændingen <strong>og</strong><br />

Outputspændingen:<br />

a = VOUT<br />

VIN<br />

EMG-signaler fra <strong>for</strong>ventes generelt til at være i størrelsen af 0, 5mV − 5mV (jf. afsnit<br />

2.4 om EMG signaler). Desuden er det fundet, at EMG-signaler fra TA-musklen på et


3.2 Kravspecifikationer 31<br />

raske ben ligger størrelsen af 0, 3 − 0, 5mV (Merletti & Parker, 2004). Udfra pilot<strong>for</strong>søget<br />

(se bilag ??), blev det fastlagt, at EMG-signalet målt på TA ligger omkring 0, 5 − 1mV ,<br />

<strong>for</strong> “raske <strong>for</strong>søgspersoner”. I afsnit 2.4 i prolemanalysen om EMG-signaler, fandtes der,<br />

at apopleksipatenter har et significant lavere EMG-signal, <strong>og</strong> at denne værdi kan nærme<br />

sig det halve, < 50% i <strong>for</strong>hold til de testede “raske <strong>for</strong>søgspersoner”. Det betyder, at<br />

EMG-signalet i stedet kan ligge i et større interval omkring 0, 25mV − 1mV . For at<br />

have en sikkerhedsmargin, laves intervallet 50% større i begge ender, hvilket giver det<br />

endelige interval <strong>for</strong> EMG: 0, 125mV − 1, 5mV . Derved kan der reguleres inden <strong>for</strong> et<br />

større interval af EMG-signaler.<br />

Outputsignalet ønskes i området, således at max-værdien ligger omkring 3V , så det ikke<br />

overstiger <strong>for</strong>syningsspæningen (jf. afsnit 3.1.2). Da intervallet, signalet skal <strong>for</strong>stærkes<br />

til, ikke kan opnås med en fast <strong>for</strong>stærkning, er der brug <strong>for</strong> variabel <strong>for</strong>stærkning.<br />

Den maksimale krævede <strong>for</strong>stærkningen beregnes således:<br />

3V<br />

0, 125mV =<br />

Den nedre grænse fås ligeledes:<br />

3V<br />

1, 5mV =<br />

3<br />

= 24.000 (3.1)<br />

0, 000125<br />

3<br />

= 2.000 (3.2)<br />

0, 0015<br />

Den endelige <strong>for</strong>stærkning skal der<strong>for</strong> være:<br />

24.000 + 2000<br />

Middelværdi ± Variationen = ±<br />

2<br />

24.000 − 2.000<br />

2<br />

= 13.000 ± 11.000 (3.3)<br />

Dette opnås ved hjælp af to <strong>for</strong>stærkertrin:<br />

• 1. Instrumenterings<strong>for</strong>stærker<br />

• 2. Ikke-inverterende <strong>for</strong>stærker<br />

Der er der<strong>for</strong> brug <strong>for</strong> en samlet <strong>for</strong>stærkning på a = 13.000 ± 11.000, almindeligvis<br />

vil <strong>for</strong>stærkningen ske efter filteret, i vores tilfælde: “Høj- <strong>og</strong> Lavpasfilteret”, men da<br />

inputsignalet er så lille, <strong>for</strong>etrækkes en lille <strong>for</strong>stærkning allerede inden filtreringen, <strong>og</strong><br />

den endelige <strong>for</strong>stærkning efter filteret. Den første <strong>for</strong>stærkning fastlægges til a1 = 5.<br />

Det endelige <strong>for</strong>stærkning, a2 skal der<strong>for</strong> være:<br />

a2 = a = 13.000<br />

5<br />

± 11.000<br />

5<br />

= 2.600 ± 2.200 (3.4)<br />

Det betyder, at de samlede krav til <strong>for</strong>stærkningen bliver følgende:


32 Problemløsning<br />

Forstærkning a: Type:<br />

1. <strong>for</strong>stærker a1 = 5 “Instrumenterings-<br />

<strong>for</strong>stærker”<br />

2. <strong>for</strong>stærker a2 = 2.600 ± 2.200 “Ikke-inverterende <strong>for</strong>-<br />

Samlet <strong>for</strong>stær-<br />

ker<br />

Instrumenterings<strong>for</strong>stærker<br />

aSAMLET = 13.000 ± 11.000<br />

strærker”<br />

Den første blok i systemet er instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren. Den skal <strong>for</strong>stærke signalet<br />

nok til at de kan filtreres uden tab af signalerne. Forstærkningen må samtidig være lav<br />

nok <strong>for</strong> ikke at <strong>for</strong>stærke eventuel støj op til <strong>for</strong>syningsniveauet.<br />

Denne blok skal der<strong>for</strong> overholde følgende krav:<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med ±5V spænding<br />

- Skal give en fast <strong>for</strong>stærkning på a = 5<br />

- Skal have en høj input impedans på mindst > 1MΩ<br />

- Skal have en lav output impedans som ligger under < 1kΩ<br />

- Skal have en CMRR på mindst 90dB<br />

- Der kan accepteres en max. ±10% afvigelse på <strong>for</strong>stærkningen, CMRR<br />

Endelige <strong>for</strong>stærkning<br />

Efter signalet er blevet filtreret, skal det <strong>for</strong>stærkes <strong>for</strong> muliggørelse af behandling <strong>og</strong><br />

præsentering <strong>for</strong> brugeren. Der var ingen grund til at invertere signalet under <strong>for</strong>stærkningen,<br />

<strong>og</strong> der<strong>for</strong> er det valgt at benytte en ikke-inverterende <strong>for</strong>stærkning. Den ønskede<br />

værdi <strong>for</strong> signalet ønskes at være max. 3V . Her skal der <strong>og</strong>så tages hensyn til, at signaler<br />

fra <strong>for</strong>skellige patienter kan have <strong>for</strong>skellige størrelser, så den endelige <strong>for</strong>stærkning skal<br />

der<strong>for</strong> være variabel, inden <strong>for</strong> de skrevet intervaller.<br />

Denne blok skal være bygget med følgende krav:


3.2 Kravspecifikationer 33<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med ±5V spænding<br />

- Skal give variabel <strong>for</strong>stærkning, der vil <strong>for</strong>stærke EMG-signaler fra filtrene optil<br />

max. 3V :<br />

Forstærkning (a): a2 = 2.600 ± 2.200 dvs. intervallet: 400 < a2 < 4.800.<br />

- Skal være ikke-inverterende<br />

- Skal have en høj input impedans på mindst > 1MΩ<br />

- Skal have en lav output impedans som ligger under < 1kΩ<br />

- Skal sende sit output til både ensretteren <strong>og</strong> ADC-converteren<br />

- Der kan accepteres en max. ±10% afvigelse <strong>for</strong> <strong>for</strong>stærkningen<br />

3.2.2 Signalfiltrering<br />

For at finde ud af, hvilket filtersystem der skal vælges, blev der lavet en testoptagelse af<br />

et “råt” EMG-signal fra Tibialis Anterior fra en rask <strong>for</strong>søgsperson <strong>og</strong> en frekvensanalyse<br />

blev lavet <strong>for</strong> signalet (jf. afsnit 6.1.1). Da der blev fundet en del DC-støj, <strong>og</strong> støj ved<br />

frekvenser over det ønskede frekvensområde, er der brug <strong>for</strong> både et lavpas <strong>og</strong> et højpasfilter,<br />

dvs et båndpasfiltersystem. Der skal bruges et højpasfilter til at fjerne DC-støjet<br />

<strong>og</strong> alt under 5 Hz. Dets pasbåndstærskel sættes der<strong>for</strong> ved 5 Hz, dets stopbåndstærskel<br />

sættes i 0,5Hz, <strong>og</strong> minimum dæmpning i transition båndet blev beregnet til 39 dB (jf.<br />

afsnit 6.1.1). Lavpasfiltret skal bruges <strong>for</strong> at fjerne støjet liggende over 300 Hz. Dette er<br />

det dobbelte teoretiske grænse <strong>for</strong> EMG-signalet med overfladeelektroder ifølge Webster<br />

(2004), men det blev vurderet, at der ligger relevante signalelementer frem til 300 Hz<br />

(jf. afsnit 6.1.1). Filtrets pasbåndstærskel blvev sat ved 300 Hz, dets stopbåndstærskel<br />

sættes i 800Hz, <strong>og</strong> minimum dæmpning i transitionsband blev beregnet til 21 dB (jf.<br />

afsnit 6.1.1). Maximum dæmpning i pasbåndet <strong>for</strong> begge filterkredse sættes til 3 dB. For<br />

at undgå at signalet oscilerer i pasbåndet, skal filtrene overføre signalet monotont.<br />

Filtrene skal der<strong>for</strong> overholde følgende krav:<br />

3.2.3 Ensretter<br />

I systemet benyttes bl.a. dioder til at vise feedback fra EMG-signaler. Dette opnås ved<br />

at integrere signalet, <strong>og</strong> <strong>for</strong> at få et positivt output i sidste ende, som resultat fra inte-


34 Problemløsning<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med ±5V spænding<br />

- Skal kunne dæmpe støjet i intervallet 0,5 Hz til 5 Hz minimalt med 39 dB<br />

- Skal kunne dæmpe støjet i intervallet 300 Hz til 800 Hz minimalt med 21 dB<br />

- Skal give en monoton overføring i pasbåndet med maksimal dæmpning på 3,3 dB<br />

(inkl. 10% afv.)<br />

- Der kan accepteres en max 10% afvigelse på dæmningen ved stopfrekvensen <strong>for</strong><br />

signalet<br />

gratoren, skal signalet ensrettes til negativt signal. Det er <strong>for</strong>di intergratoren integrerer<br />

signalet omvendt, dvs. den invertere signalet under integration.<br />

Desuden er det vigtig, at ensretteren vender hele den positive del af signalet om til negativt,<br />

i stedet <strong>for</strong> at skære denne del væk, da dette ellers ville give en ufuldstændig<br />

overblik over signalet. Der skal der<strong>for</strong> bruges en fullwave rectifier.<br />

Denne del af systemet skal overholde følgende krav:<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med ±5V spænding<br />

- Skal give unity gain<br />

- Der skal accepteres kun et negativ outputsignal<br />

3.2.4 Integrator<br />

Det ensrettede signal skal kunne integreres fra “heel off” <strong>og</strong> over hele perioden af swingfasen<br />

på den fod som EMG-signal optages fra, uden at output når <strong>for</strong>syningsloftet. Integratoren<br />

skal <strong>og</strong>så kunne nulstilles efter hver swingfase ved “heel on” hvilket i praksis<br />

betyder, at kondensatoren skal kunne aflades i løbet af stancefasen.<br />

Integrator blokken skal oveholde følgende krav:


3.2 Kravspecifikationer 35<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med ±5V spænding<br />

- Skal kunne nulstilles efter hver swingfase - ved “heel on”<br />

- Skal kunne integrere signalet under hver swingfase, fra “heel-off” til “heel-on” uden<br />

at ramme <strong>for</strong>syningsniveauet<br />

- Den skal som minimum <strong>for</strong> at kunne accepteres, integrere over min. 1, 2s mellem<br />

“heel-off” til “heel-on” uden at integratoren lades fuldt op<br />

3.2.5 Sample and hold<br />

Modulet “Sample and hold” skal kunne holde en given værdi fra integratoren lidt længere<br />

tid, så brugeren af systemet får længere til at aflæse værdier på diodedisplayet. Integratoren<br />

opsamler energi fra EMG-signalet fra “heel-off” i stancefasen <strong>og</strong> frem til “heel-on”<br />

ved slutningen af swingfasen. I det øjeblik ved “heel-on” skal “sample and hold” opsamle<br />

(sample) den opnået værdi fra integratoren <strong>og</strong> holde det frem til næste “heel-off” på det<br />

samme ben, hvor integratoren således begynder <strong>for</strong>fra på integrationen. Disse cyklusser<br />

beskrives på figur 3.4, hvor der ses i hvilke intevaller “sample and hold” skal fungerer<br />

som “hold”.<br />

Figur 3.4: Cykluserne <strong>for</strong> “samlpe en hold” vises i de intevaller, hvor komponenten skal holde<br />

den samplede spændingsværdi fra integrationen mellem “heel-on” til “heel-off” i<br />

patientens gang.<br />

Det giver følgende krav til “sample and hold” blokken:.


36 Problemløsning<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med ±5V<br />

- Skal holde det integrerede signal uafbrudt, ved “heel-on” frem til næste “heel-off’ på<br />

samme ben<br />

- Skal nulstilles efter hver “heel-off” <strong>og</strong> være upåvirket af at integratoren nulstilles<br />

- Skal sende spændingen videre til komparatoren (dioderne) <strong>og</strong> til ADC-converter<br />

- Efter brugerens sidste skridt skal den kunne holde displayet u<strong>for</strong>andret i min ét<br />

minut<br />

3.2.6 Komparator<br />

Den <strong>for</strong>bestemte værdi på 3V , som vil bruges som det maksimalt gode resultat, opdeles i<br />

10 niveauer. Denne værdi skal <strong>og</strong>så kunne varieres vha. <strong>for</strong>stærkeren til at indstille efter<br />

<strong>for</strong>skellige patienter. Det optagede <strong>og</strong> behandlede signal vil så sammenlignes med de 10<br />

trinværdier. Outputtet fra komparatoren skal overføres til dioderækker, som er et synligt<br />

display <strong>for</strong> brugeren af systemet. Komparator blokken skal overholde følgende krav:<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med ±5V<br />

- Skal have 10 spændingstrin (linier-spændingstrin)<br />

- Skal have maximal spændingsværdi på +3V<br />

- Skal sende outputtet til diodepanellet<br />

- Der skal accepteres en <strong>for</strong>skel på spændings-niveauene på 0, 3V ± 0, 03V eller 10%<br />

afvigelse<br />

3.2.7 Diodedisplay


3.2 Kravspecifikationer 37<br />

Displayet skal modtage de to <strong>for</strong>skellige signaler fra de to komparatorer, henholdsvis<br />

“højre” <strong>og</strong> “venstre” ben, <strong>og</strong> kunne lyse det svarende antal dioder i hvert sæt. Det skal<br />

være angivet, hvilke dioder der svarer til hvilket ben. Displayet skal være stort <strong>og</strong> tydeligt<br />

nok til at det er let at <strong>for</strong>stå <strong>og</strong> tolke. Der skal være sammensat med: to røde dioder, fire<br />

gule <strong>og</strong> fire grønne på hvert diodesæt.<br />

Diodedisplayet skal der<strong>for</strong> overholde følgende:<br />

- Skal kunne <strong>for</strong>synes med 5V spænding<br />

- Skal kunne lyse antallet af dioder [0; 10] i hver række svarende til outputtet fra<br />

komparatoren i de tre farver: 2·Rød, 4·gul <strong>og</strong> 4·grøn<br />

- Der skal kun accepteres at der vises den rigtige in<strong>for</strong>mation fra komparatoren<br />

3.2.8 Computerbrugerfladen<br />

Brugerensinterfacet skal stå <strong>for</strong> den detaljeret visning af patientens data, samt kunne<br />

analysere <strong>og</strong> opsamle nødvendige in<strong>for</strong>mation. Denne del af systemet er i høj grad vigtigt<br />

<strong>for</strong> anvendeligheden af den samlede system, <strong>og</strong> dermed spiller denne del ligeledes en<br />

central rolle.<br />

Dataopsamlingspr<strong>og</strong>rammet skal overordnet kunne følgendende:<br />

- En efterfølgende visning af de oprindelige filtreret <strong>og</strong> <strong>for</strong>stærket EMG-signal, gerne<br />

med lidt <strong>for</strong>sinkelse, så brugeren når at opfange det maximale muskelniveau<br />

- Analysemuligheder fx i <strong>for</strong>m af grafer<br />

- FSR-signalet skal bruges til:<br />

at afbryde <strong>for</strong> optagelsen af EMG-signalet fra Tibialis Anterior, når foden er i stancefasen.<br />

- gøre det nemmere at analysere EMG-signalet <strong>og</strong> gangfaser mv. i <strong>for</strong>hold til data.<br />

3.2.9 Spændings<strong>for</strong>syning


38 Problemløsning<br />

Hele systemet skal <strong>for</strong>synes med batterier, på grund af patientsikkerhed <strong>og</strong> færre mobilitetsbegrænsinger<br />

<strong>for</strong> patienten. D<strong>og</strong> bliver diodedisplayet <strong>for</strong>synet med et separat<br />

<strong>for</strong>syning. Forsyningspændingen skal leveres som “split-supply” <strong>og</strong> den skal <strong>og</strong>så holdes<br />

på en konstant spændingsniveau under hele EMG-samplingen. Dette kræver en spændingsregulator,<br />

som kontrollerer spændingen. Der skal <strong>og</strong>så vises, om der et tændt eller<br />

skullet <strong>for</strong> kredsløbet.<br />

Forsyningskredsløbet skal der<strong>for</strong> overholde følgende krav:<br />

- Skal kunne levere ±5V i “Split–supply”<br />

- Skal <strong>for</strong>hindre ændringer af spændingen<br />

- Skal levere minimum 0, 1A strøm<br />

- Skal kunne vise, om der er tændt eller slukket vha. en lysdiode<br />

- Skal kunne afbrydes<br />

- Der accepteres kun en afvigelse i output fra regulatoren på ±1%


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 39<br />

3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering<br />

Med baggrund i systembeskrivelse <strong>og</strong> de kravspecifikationer <strong>for</strong> hver blok i systemet, kan<br />

systemdesign blive udarbejdet. Hver eneste blok skal designes på en måde, som giver<br />

mulighed <strong>for</strong>, at bloken kan udføre dens <strong>for</strong>ventede funktion, mens den overholder alle<br />

de <strong>for</strong>bestemte specifikationer, <strong>og</strong> kan bygges i laboratioriet.<br />

Blokkene vil der<strong>for</strong> efter design blive simuleret i computerpr<strong>og</strong>rammetLTSpice, <strong>for</strong> at<br />

have et grafisk bevis på, at de designede blokke virker korrekt.<br />

3.3.1 Design af signal<strong>for</strong>stærkning<br />

Der vil blive designet to <strong>for</strong>skellige <strong>for</strong>stærkningstrin: 1. “instrumenterings<strong>for</strong>stærker”; 2.<br />

“ikke-inverterende <strong>for</strong>stærker”.<br />

1. Instrumenterings<strong>for</strong>stærker<br />

Den første <strong>for</strong>stærker i kredsløbet er en Instrumerings<strong>for</strong>stærker. Forstærkeren er en <strong>for</strong>m<br />

<strong>for</strong> differential <strong>for</strong>stærker, som <strong>for</strong>stærker <strong>for</strong>skellen mellem de to signale, som kommer<br />

ind på de to inputs, V1 <strong>og</strong> V2. Den er blevet udviklet med input buffere, <strong>og</strong> gøre dermed<br />

<strong>for</strong>stærkeren særlig velegnet i dette tilfælde. Den har <strong>og</strong>så meget høj CMRR <strong>og</strong> meget<br />

høj input impedans, som hjælper til at fjerne støj. Instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren er internt<br />

bestået af tre op-amps, men allerede sammensat i en komponent. Disse er indrettet<br />

således, at der er en op-amp til at buffere hver indgang (+, -), <strong>og</strong> en til at danne den<br />

ønskede effekt (<strong>for</strong>stærkning) i <strong>for</strong>hold til funktionen (Mancini, 2002). For at lette dette<br />

arbejde med at koble disse sammen, benyttes der i stedet en færdig instrumentering<strong>for</strong>stærker<br />

kopmonent, AMP04, der er en færdig løsning på <strong>for</strong>stærkningsproblemet.<br />

Forstærkningen i kredsløbet styres alene vha. én resistor- RG <strong>og</strong> <strong>for</strong>stærkningen beregnes<br />

ud fra følgende <strong>for</strong>mel, jf. databladet <strong>for</strong> AMP04 OPAMP’en (“Anal<strong>og</strong> Devices”, 2000):<br />

RG =<br />

49, 4kΩ<br />

G − 1<br />

Forstærkning (G) på faktor 5 skal så bruges til at beregne RG.<br />

RG =<br />

49, 4kΩ<br />

G − 1<br />

(3.5)<br />

= 12, 35kΩ (3.6)<br />

Modstandene R1 <strong>og</strong> R2 sættes til samme værdi, 100Ω. For at ungå at en evt. input bias<br />

strøm (uønsket) til opamp’en gives denne strøm en alternativ signal vej til jord dvs. at<br />

modstandene R3 = R4 sættes til: 1MΩ <strong>og</strong> R5 skal være min. 10MΩ.<br />

De beregnede komponentværdier indsættes i et kredsløbdiagram, som ses på figur 3.5.


40 Problemløsning<br />

Figur 3.5: Instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren med de beregnede værdier.<br />

På figur 3.5 ses at der ligger en kort genvej fra begge input trinene, V in1 <strong>og</strong> V in2 til <strong>for</strong>syningen.<br />

Formålet med det, er at hvis der <strong>for</strong>kommer n<strong>og</strong>en overgangs strøm i kredsløbet<br />

kan strømmen gå den korteste vej igen til <strong>for</strong>syningen. Det er en del af patientsikkering<br />

til at mindske risikoen at patienten får uønsket strøm igennem elektroderne fra kredsløbet.<br />

Diodene sidder så på trinene til at <strong>for</strong>hindre at strømmen kan flyde derfra <strong>og</strong> ind i<br />

kredsløbet.<br />

2. Endelige <strong>for</strong>stærkning<br />

Den “ikke-inverterende <strong>for</strong>stærkning” er karakteriseret ved, at inputsignalet er koblet på<br />

operations<strong>for</strong>stærkerens positive input, <strong>og</strong> den negative input er <strong>for</strong>bundet til outputsignalet<br />

gennem en modstand RF . Outputsignalet er desuden <strong>og</strong>så <strong>for</strong>bundet til jord<br />

gennem to serie<strong>for</strong>bundne modstande RF <strong>og</strong> RG (jf. figur 3.6). Denne type <strong>for</strong>stærkning<br />

designes som på figur 3.6, hvor der der tilføjet en variabel modstand Rvar i serie med RF .


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 41<br />

Figur 3.6: Den Ikke-inverterende operations<strong>for</strong>stærker med variabel modstand Rvar i serie med<br />

Rf .<br />

For at finde frem til <strong>for</strong>stærkning kan der vha. Kirchkoff spændingslov KVL, findes<br />

<strong>for</strong>holdet mellem VIN <strong>og</strong> VOUT , hvor der er tilføjet en variabel modsand Rvar i serie med<br />

RF (Mancini, 2002):<br />

RG<br />

Vin = Vout<br />

RG + (RF + Rvar)<br />

Vout<br />

Vin<br />

= RG + (RF + Rvar)<br />

RG<br />

= 1 + (RF + Rvar)<br />

RG<br />

Beregning af modstande <strong>for</strong> variabel<strong>for</strong>stærker<br />

(3.7)<br />

For at designe en variabel operations<strong>for</strong>stærker, er det nødvendig med en variabel modstand,<br />

der kan styres af brugeren, <strong>og</strong> en dertil passende valgt OPAMP. Der vælges at<br />

benytte en variabel modstand RV ar = 100kΩ. Det giver følgende værdier <strong>for</strong> RF <strong>og</strong> RG<br />

når, den variable modstand sættes i seriekobling med RF :<br />

Gain(a) = Vout<br />

Vin<br />

= 1 + RF<br />

RG<br />

1. lign.:(2.600 + 2.200) = 4.800 = 1 + RF + 100kΩ<br />

RG<br />

2. lign.:(2.600 − 2.200) = 400 = 1 + RF + 0Ω<br />

⇓<br />

RF = 9, 07kΩ <strong>og</strong> RG = 22, 7Ω<br />

Dermed er der nu fundet værdier <strong>for</strong> de to faste modstande, <strong>og</strong> det endelige kredsløbet<br />

kan simuleres. Hvis der i den endelig implementering skal være være præcis den samme<br />

RG


42 Problemløsning<br />

<strong>for</strong>stærkning, er det vigtig at måle på de modstande, der benyttes. Specielt er det fundet,<br />

at der kan være stor variation på de variable modstande, der benyttes. q<br />

3.3.2 Simulering af signal<strong>for</strong>stærkning<br />

Der bruges ’Transient analysis’ funktionen i LTspice, <strong>for</strong> at simulere virkningen af <strong>for</strong>stærkeren.<br />

Simulering af instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren<br />

Der bruges to sinus inputsignaler til instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren, med en lille amplitude<strong>for</strong>skel.<br />

Amplituderene i de to inputsignaler er hhv. 1, 6V <strong>og</strong> 1V , hvilket giver en 0, 6V<br />

<strong>for</strong>skel, som vil blive <strong>for</strong>stærket med et gain på 5. Resultatet vises på figur 3.7.<br />

Figur 3.7: Simulering af instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren med et gain a=5. Output vises den sorte<br />

kurve, <strong>og</strong> de to inputs vises som den røde <strong>og</strong> blå kurver.<br />

Grafen viser, at dette design af en instrumenterings<strong>for</strong>stærker giver den <strong>for</strong>ventede egenskab.<br />

Simulering af den ikke-inverterende <strong>for</strong>stærker<br />

I simuleringen er der brugt et sinus-signal med 1mV som amplitude, <strong>og</strong> med en frekvens<br />

på 300Hz. Der er simuleret både den minimale <strong>for</strong>stærkning på 400 <strong>og</strong> den maksimale på<br />

4800 samtidig, hvor den variable modstand Rvar sættes til henholdsvis 0, 1Ω <strong>og</strong> 100kΩ.<br />

Simuleringen fra LTspice ses på figur 3.8.


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 43<br />

Figur 3.8: Simulering af ikke-inverterende <strong>for</strong>stærker med <strong>for</strong>stærkning på 4800 <strong>og</strong> 400.<br />

Inputsignalet, Vin, ligner en ret linje, på grund af dets lille amplitude i <strong>for</strong>hold til de<br />

to outputsignaler. Vmax har en amplitude på 4,8V <strong>og</strong> Vmin har en amplitude på 0,4V,<br />

hvilket passer til den <strong>for</strong>ventede endelige <strong>for</strong>stærkning.<br />

3.3.3 Design af signalfiltrering<br />

Et filter kan karakteriseres ved<br />

pasbånd, transitionsbånd <strong>og</strong> stopbånd<br />

(se figur 3.9). Et pasbånd er<br />

området, hvor alle frekvenser ideelt<br />

set passerer lige godt gennem<br />

filtret, hvorimod stopband er området<br />

hvor ingen frekvenser ideelt<br />

set passerer. Transitionsbåndet<br />

er overgangen mellem pas<strong>og</strong><br />

stopbånd, hvor dæmpningen<br />

af frekvenserne gradvist stiger.<br />

Et filters orden bestemmer hvor<br />

smalt transitionsbånd er <strong>og</strong> dermed<br />

hvor hurtigt støjen dæmpes,<br />

dvs. når ordenen stiger bliver<br />

transitionsbåndet smalere (Man-<br />

Figur 3.9: Overføringsegenskaber <strong>for</strong> et lavpasfilter<br />

(Sedra & Smith, 2004).<br />

cini, 2002). Der findes overordnet set to slags filtre, LRC filtre (passive filtre) <strong>og</strong> aktive<br />

filtre. Passive filtere anvender kun modstande, kapacitorer <strong>og</strong> spoler, hvorimod aktive<br />

filtre benytter modstande, kapacitorer <strong>og</strong> operations<strong>for</strong>stærkere. Desuden bruges passive<br />

filtre kun, når et signalet ligger på frekvensområde større end 1 MHz, mens aktive filtre


44 Problemløsning<br />

bruges på lavere frekvensområder, dvs 1 Hz til 1 MHz (Kugelstadt, 2008). På grund af<br />

det lille frekvensområde, som EMG-signal har (jf. tabel 2.1), blev det aktive filtre valgt.<br />

Der findes flere <strong>for</strong>skellige slags aktive filtre, men der blev valgt at implementere en aktiv<br />

Butterworthfilter, <strong>for</strong>di den har den ønskede egenskab, at den giver en maksimalt glat<br />

overføring i pasbåndet.<br />

Beregning af komponenter til lavpasfilter<br />

Med baggrund i Kravspecifikationer <strong>for</strong> filtrene, skal der designes et lavpasfilter, som kan<br />

fjerne frekvenser højere end 800Hz, deriblandt støjet ved 900 Hz, minimalt med 21 dB,<br />

som Amin (vist på figur 3.9). Det afgøres, at der vil bruges 30 dB <strong>for</strong> Amin, <strong>for</strong> at sikre<br />

en effektiv virkning af filtret. Amax blev fastlagt til 3dB.<br />

Dette bruges så til at finde ordenen på filtret. Ordenen findes ved hjælp af ligningen <strong>for</strong><br />

Butterworth filtre fra Sedra & Smith (2004):<br />

Amin = 10l<strong>og</strong>10<br />

�<br />

1 + ɛ 2<br />

� ωs<br />

ωp<br />

� 2N �<br />

Hvor ɛ = � 10 Amax/10 − 1 <strong>og</strong> N er filtrets orden.<br />

�<br />

��<br />

30 = 10l<strong>og</strong>10 1 + 103/10 � � � �<br />

2<br />

2N<br />

800<br />

− 1<br />

300<br />

�<br />

�<br />

3 = l<strong>og</strong>10 1 + 10 3/10 �<br />

− 1<br />

� � �<br />

2N<br />

800<br />

300<br />

10 3 �<br />

= 1 + 10 3/10 �<br />

− 1 · 2, 6 2N<br />

10 3 �<br />

− 1 = 10 3/10 �<br />

− 1 · 2, 6 2N<br />

103 − 1<br />

103/10 = 2, 62N<br />

− 1<br />

�<br />

N 103 − 1<br />

103/10 = 2, 62<br />

− 1<br />

(3.8)<br />

N = 3, 62 ≈ 4 (3.9)<br />

Lavpasfiltret skal der<strong>for</strong> være et 4. ordens filter.<br />

Filtret vil sammensættes af to 2. ordens Butterworth filtre af Sallen-Key topol<strong>og</strong>i. Filtrets<br />

komponenter beregnes ved hjælp af ligningen <strong>for</strong> 2. ordens Butterworth filtre (Mancini,


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 45<br />

2002):<br />

Rn,n+1 =<br />

�<br />

a1 · Cn+1 ∓ a2 1 · C2 n+1 − 4b1 · Cn · Cn+1<br />

4π · fc · Cn · Cn+1<br />

fc er filtrets knækfrekvens. a1 <strong>og</strong> b1 aflæses fra Mancini (2002) til at være:<br />

1. filterblok a1 = 1, 85 b1 = 1<br />

2. filterblok a1 = 0, 765 b1 = 1<br />

Cn <strong>og</strong> Cn+1 <strong>for</strong> begge filtertrin beregnes udefra følgende sammenhæng:<br />

4b1<br />

Cn+1 ≥ Cn<br />

a2 1<br />

For første filterblok vælges C1 til 100nF . C2 bliver der<strong>for</strong>:<br />

C2 ≥ 100nF<br />

4 · 1<br />

1, 85 2<br />

(3.10)<br />

(3.11)<br />

(3.12)<br />

C2 ≥ 117nF (3.13)<br />

Den tætteste værdi <strong>for</strong> C2 der er adgang til, er 150nF .<br />

For anden filterblok vælges C3 til 100nF igen. C4 bliver så:<br />

C4 ≥ 100nF<br />

4 · 1<br />

0, 765 2<br />

C4 ≥ 683nF (3.14)<br />

Den bedste værdi <strong>for</strong> C4, som kan findes, er 1µF .<br />

De beregnede kondensatorværdier bruges så til at beregne modstandenes værdier ved<br />

hjælp af ligning 3.10. Det giver:<br />

R1 = 1, 85 · 150nF − � 1, 85 2 · 150nF 2 − 4 · 100nF · 150nF<br />

4π · 300 · 100nF · 150nF<br />

= 2, 6kΩ (3.15)<br />

R2 = 1, 85 · 150nF + � 1, 85 2 · 150nF 2 − 4 · 100nF · 150nF<br />

4π · 300 · 100nF · 150nF<br />

= 7, 21kΩ (3.16)<br />

R3 = 0, 765 · 1µF − � 0, 765 2 · 1µF 2 − 4 · 100nF · 1µF<br />

4π · 300 · 100nF · 1µF<br />

= 888Ω (3.17)<br />

R4 = 0, 765 · 1µF + � 0, 765 2 · 1µF 2 − 4 · 100nF · 1µF<br />

4π · 300 · 100nF · 1µF<br />

= 3, 17kΩ (3.18)


46 Problemløsning<br />

Komponentværdier fundet i dette afsnit sættes ind i et diagram <strong>for</strong> lavpasfilteret, der<br />

vises på figur 3.10.<br />

Figur 3.10: Diagrammet <strong>for</strong> det 4. ordens lavpasfilter, der bliver implementeret.<br />

Beregning af højpasfilterkomponenter<br />

Hvis man tager Kravspecifikationer <strong>for</strong> filtrene i betragtning igen, skal der designes et<br />

højpasfilter, som kan fjerne DC-støjet <strong>og</strong> frekvense under 5 Hz minimalt med 39dB, som<br />

Amin. Amax blev fastlagt til 3dB.<br />

Dette bruges så til at finde ordenen på filtret. Der bruges samme princip som i ligningen<br />

3.8, men i stedet <strong>for</strong> ωs<br />

ωp<br />

bruges der . Dette gøres, <strong>for</strong>di højpasfiltre beregnes ved hjælp<br />

ωp ωs<br />

af ligninger til lavpasfiltre med tærskelværdier omvendt, <strong>for</strong> at undgå minus <strong>for</strong>tegnet på<br />

ordenen.<br />

�<br />

Amin = 10l<strong>og</strong>10 1 + ɛ 2<br />

� � �<br />

2N<br />

ωp<br />

(3.19)<br />

ɛ = � 10Amax/10 − 1 <strong>og</strong> N er filtrets orden.<br />

�<br />

��<br />

39 = 10l<strong>og</strong>10 1 + 103/10 � � � �<br />

2<br />

2N<br />

5<br />

− 1<br />

0, 5<br />

�<br />

�<br />

3, 9 = l<strong>og</strong>10 1 + 10 3/10 �<br />

− 1<br />

� � �<br />

2N<br />

5<br />

0, 5<br />

10 3,9 �<br />

= 1 + 10 3/10 �<br />

− 1 · 10 2N<br />

ωs<br />

10 3,9 − 1 = 10 3/10 − 1 · 10 2N<br />

103,9 − 1<br />

103/10 = 102N<br />

− 1<br />

�<br />

N 103,9 − 1<br />

103/10 = 100<br />

− 1<br />

N = 1, 95 ≈ 2 (3.20)


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 47<br />

Højpasfiltret skal der<strong>for</strong> være et 2. ordens filter.<br />

Her aflæses værdierne <strong>for</strong> a1 <strong>og</strong> b1 fra Mancini (2002) igen.<br />

a1 = 1, 41<br />

b1 = 1 (3.21)<br />

For at gøre beregningerne nemmere, <strong>og</strong> <strong>for</strong>di filtret skal give unity gain, skal der bruges<br />

en fælles værdi <strong>for</strong> C1 <strong>og</strong> C2 (Mancini, 2002). Værdier <strong>for</strong> modstande beregnes således:<br />

1<br />

R1 =<br />

π · fc · C · a1<br />

a1<br />

R2 =<br />

4π · fc · C · b1<br />

C = C1 = C2 vælges til at være 4, 7µ. Dette giver:<br />

(3.22)<br />

(3.23)<br />

1<br />

R1 =<br />

= 9, 61kΩ<br />

π · 5 · 4, 7µ · 1, 41<br />

(3.24)<br />

1, 41<br />

R2 =<br />

= 4, 77kΩ<br />

4π · 5 · 4, 7µ · 1<br />

(3.25)<br />

Et diagram af filteret, med de fundne komponentværdier vises på figur 3.10.<br />

Figur 3.11: Diagram <strong>for</strong> det 2. ordens højpasfilter, som bliver implementeret.<br />

3.3.4 Simulering af signalfiltrering<br />

De beregnede værdier <strong>for</strong> modstande <strong>og</strong> kondensatorer bruges så til at simulere filtresystemenes<br />

virkning i pr<strong>og</strong>rammet LTspice.


48 Problemløsning<br />

Simulering af lavpasfiltret<br />

Virkningen af det simulerede filter analyseres så ved hjælp af ’AC Analysis’ i computerpr<strong>og</strong>rammet<br />

LTspice. Figur 3.12 viser bodeplottet over simuleringen af lavpasfilterets<br />

virkning.<br />

Figur 3.12: Bodeplottet <strong>for</strong> simuleringen af 4. ordens Butterworth lavpasfilter<br />

Det kan ses på grafen, at ved 300Hz er dæmpningsniveauet lige på 3dB. Ved 800Hz<br />

ligger kurven på cirka 34 dB, hvilket viser, at dette design af et filter overholder de<br />

definerede krav.<br />

Simulering af højpasfiltret<br />

Funktionen ’AC Analysis’ bruges igen, <strong>for</strong> at tegne et bodeplot over højpasfiltrets virkning.<br />

Dette vises på figur 3.13. Det kan ses på grafen, at ved 5Hz ligger kurven præcist<br />

på 3dB. Ved 0, 5Hz er kurven nede på cirka 40 dB. Dette viser, at dette filterdesign<br />

ligeledes overholder de definerede krav.


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 49<br />

Figur 3.13: Bodeplottet <strong>for</strong> simuleringen af det anvendte 2. ordens højpasfilter<br />

3.3.5 Design af ensretter<br />

Det optagede EMG-signal <strong>for</strong>ventes til at være et hurtigt svingende signal mellem plus<br />

<strong>og</strong> minus. Signalets middelværdi <strong>for</strong>ventes der<strong>for</strong> at ligge på nul. For at kunne udføre<br />

behandling af signalet i <strong>for</strong>m af integration af signalet er det der<strong>for</strong> nødvendigt først at<br />

ensrette det. Da integratoren er et inverterende kredsløb, <strong>og</strong> dermed skifter <strong>for</strong>tegn på<br />

spændingsværdien, ønskes der at ensrette til negativt. Dermed opnåes i sidste ende, at<br />

få en positiv arealværdi <strong>for</strong> signalet. Kravspecifikationer <strong>for</strong> ensretterblokken fastlægger<br />

<strong>og</strong>så, at der skal bruges en fullwave rectifier.<br />

Der kan generelt fullwave ensrettes ved enten “the brigde rectifier” (Wheatstone brigde)<br />

eller “precision rectifier circuit” (Sedra & Smith, 2004), hvor der bruges hhv. et kredsløb<br />

af 4 dioder i en bro eller der kan anvendes 2 “superdioder” med både dioder <strong>og</strong> OPAMP.<br />

Der vælges at designe en precision full-waverectifier, pga. signalets størrelse, <strong>og</strong> krav om<br />

præcision.<br />

I “precision rectifier” benyttes der generelt flere af egenskaberne <strong>for</strong> OPAMP, inverterende,<br />

feedback-loop <strong>og</strong> at strømmen gemmen en diode er entydig bestemt. Derved kan<br />

signalerne ved til positivt eller negativ. Der vælges at design udfra eksemplet i fundet i<br />

Mancini (2002). R1,2,4,5 vælges til 100kΩ <strong>og</strong> R3 sættes lig med 50kΩ (anbefalet i Mancini<br />

(2002)). Diagrammet <strong>for</strong> dette kredsløb vises på figur 3.14. I dette eksempel bruges et<br />

kredsløb med 2 OPAMP, der er inverterende. Det er retningen på de to dioder D1 <strong>og</strong><br />

D2, der bestemmer ensretningen <strong>for</strong> outputsignalet. Negativt inputsignal, vil gå gennem<br />

den venstre OPAMP <strong>og</strong> dioderne D1+D2, samt have unity-gain pga. R1 = R2, <strong>og</strong> bliver<br />

inverteret. Herefter vil signalet igen vendt af 2. inverterende OPAMP (til højre på figur<br />

3.14). Denne vil igen have unity-gain, <strong>og</strong> derved bliver output lig input, <strong>for</strong> negative sig-


50 Problemløsning<br />

naler. Positivt inputsignal vil blive blokeret af de to dioder D1+D2 ved den 1. OPAMP,<br />

<strong>og</strong> signalet vil kun komme gennem højre opamp, der inverterer med unity-gain, <strong>og</strong> resultatet<br />

bliver da negativt. I tilfælde af at dioderne D1+D2 vendes bliver hele signalet<br />

således vendt positivt.<br />

Undfra kravspecifikationerne 3.2.3 bestemmes, at hele signalet skal vendes negativt. Figur<br />

3.14 illusterer det endelige kredsløbet, der bliver implementeret.<br />

Figur 3.14: Diagram <strong>for</strong> ensretteren, der bliver implementeret (Mancini, 2002).<br />

3.3.6 Simulering af ensretter<br />

Der bruges funktionen ’Transient Analysis’ i LTspice <strong>for</strong> at simulere outputsignalet fra<br />

ensretteren. Simuleringen af ensretterens virkning vises på figur 3.15.<br />

Figur 3.15: Simuleringen af den anvendte ensretter.<br />

Grafen viser, at ensretteren danner hele signalet den negative polaritet, hvilket viser et


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 51<br />

korrekt design.<br />

3.3.7 Design af integratoren<br />

For at signalet kan behandles i komparatoren skal det først føres igennem en integrator.<br />

Integratoren integrerer det inverterede signal fra ensretteren i <strong>for</strong>hold til tiden fra ensretteren<br />

<strong>og</strong> sender en bestemt spændingsværdi gennem “hold and sample” til komparatoren.<br />

En integrator er opbygget lige som en aktiv lav-pas filter, se figur 3.17. Men i integrator<br />

er Vin (V1) en tidsafhængig funktion <strong>og</strong> den virtuelle jord ved input på operations<strong>for</strong>stærkeren<br />

betyder, at Vin bliver en virkning i <strong>for</strong>hold til R, <strong>og</strong> dermed bliver strømmen<br />

i1(t) = V1(t)<br />

R . Denne strøm løber gennem kondensatoren C, hvilket betyder en opladning<br />

af C. Hvis man antager, at kredsløbet begynder at køre til tidspunktet: t = 0, så vil der<br />

til et vilkårligt tidspunkt t , være strømmet i1(t) ind på C med en ladning, der svarer<br />

til: � t<br />

0 i1(t)dt. Således at spændingen over kondensatoren VC(t) bliver ændret i <strong>for</strong>hold<br />

til 1<br />

� t<br />

C 0 i1(t)dt. Hvis de initiale spænding på C (ved t = 0) betegnes, VC så:<br />

VC(t) = VC + 1<br />

C<br />

� t<br />

0<br />

i1(t)dt (3.26)<br />

Hvis Vout(t) = −VC(t) kan nedenstående ligning give funktionen <strong>for</strong> Vout(t) i en intergrator<br />

(Sedra & Smith, 2004).<br />

Vout(t) = − 1<br />

RC<br />

� t<br />

0<br />

Vin(t)dt − VC<br />

(3.27)<br />

Der <strong>for</strong>ventes, medmindre kondensatoren bliver regelmæssigt afladet, at outputspændingen<br />

vil ende på det driftsområde som operations<strong>for</strong>stærkeren kan levere (som er ±3V i<br />

dette system).<br />

Hvor VC er outputspændingen til tiden t = 0, som er 0V . Modstanden R blev valgt til<br />

at være 100kΩ, <strong>for</strong> at størrelsen af kapacitor ikke blev <strong>for</strong> stor. Til at udregne størrelsen<br />

på kondensatoren bruges overstående ligning 3.27<br />

Den maximale spændingsværdi, som komparatoren kan vise, er 3V (jf. kravspecifikationer<br />

<strong>for</strong> komparator 3.2.6), der<strong>for</strong> sættes Vout til 3V . Værdien på � t<br />

0 Vin(t)dt findes udfra<br />

data i pilot<strong>for</strong>søget, ved at tage middelværdi af signalet fra én muskelkontraktion, som<br />

vist på figur 3.16. I <strong>for</strong>hold til pilot<strong>for</strong>søget <strong>og</strong> grafen på figur 3.16 så multipliceres dette<br />

med 3, da dette passer inden <strong>for</strong> den ønskede <strong>for</strong>stærkning i <strong>for</strong>hold til <strong>for</strong>stærkningen<br />

i pilot<strong>for</strong>søget. Tiden t sættes til 1, 2s, hvilket svarer til en max. cyklus i kravspecifikationen.<br />

For pilot<strong>for</strong>søget findes en middelværdi på −0, 261V (middelværdien vises på<br />

figur 3.16, som den stiplede linje). Det skal nævnes, at dette er en tilnærmelse af, hvad<br />

integrationen af denne graf ville give, men det afgøres, at være fint til dette <strong>for</strong>mål.


52 Problemløsning<br />

Figur 3.16: Det ensrettede EMG-signal fra pilot<strong>for</strong>søget over 1,2 s (en max. swingfase). Middelværdien<br />

af signalet ses som en stiplede linie med en værdi på −0, 261V .<br />

De fundne værdier indsættes ind i ligningen 3.27:<br />

� 1,2<br />

1<br />

3V = −<br />

100 · 103Ω · C 0<br />

−0, 261 dt − 0<br />

1<br />

3V = −<br />

100 · 103 · (−0, 3132)<br />

Ω · C<br />

0, 3132<br />

C =<br />

100 · 103Ω · 3V<br />

C = 1, 04µF (3.28)<br />

Diagrammet <strong>for</strong> integratoren med de beregnede værdier vises på figur 3.17.<br />

Figur 3.17: Diagram af den designede integrator<br />

3.3.8 Simulering af integratoren<br />

Integratoren simuleres i LTSpice med et ensrettet 100 Hz sinus signal med en amplitude<br />

på -410 mV. Denne signalamplitude blev brugt, da den har en middelværdi, som ligger<br />

på -261 mV. Dette er nødvendigt, hvis antagelser fra ligning 3.28 skal overholdes.


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 53<br />

Virkningen af integratorblokken simuleres ved hjælp af ’Transient Analysis’ i LTSpice,<br />

<strong>og</strong> vises på figur 3.18.<br />

Figur 3.18: Grafen viser simulering af intergratoren med 1µF kondensator i LTSpice, med<br />

ensrettet sinussignal med amplitude på -410mV som inputsignal.<br />

Det kan ses, at systemet integrerer lidt <strong>for</strong> hurtigt i <strong>for</strong>hold til den valgte tid. Outputtet<br />

fra blokken er nået til ca. 3, 1V i løbet af 1,2s. Det er et tegn på, at en kondensator på<br />

1µF oplades <strong>for</strong> hurtigt. For at give en sikkerhedsmargen <strong>for</strong> blokken vil der simuleres<br />

integratorkredset med en kondensator, som er minimum 2 gange større end den udregnede<br />

værdi, dvs en 2, 2µF . Resultatet af simuleringen vises på figur 3.19.<br />

Figur 3.19: Grafen viser simulering af intergratoren med 2, 2µF kondensator i LTSpice, med<br />

ensrettet sinussignal med amplitude på -410mV som inputsignal.<br />

Det ses på figur 3.19, at blokken integrerer langsommere, <strong>og</strong> vil ikke nå at satureres, selv<br />

om swingfasen skulle blive en del længere end 1,2s. Det <strong>for</strong>ventes heller ikke at at det<br />

egentlige EMG-signal vil være lige så jævnt som det simulerede signal, <strong>og</strong> der <strong>for</strong>modes


54 Problemløsning<br />

der<strong>for</strong>, at EMG-signalet sandsynligvis vil oplade 2, 2µF kondensatoren endnu langsommere,<br />

end simuleret. Hvis det kommer til at ske ved n<strong>og</strong>le patienter, at integratoren med<br />

en 2, 2µF kondensator ikke vil være i stand til at opnå et outpuniveau på 3 V i løbet en<br />

swingfase, kan <strong>for</strong>stærkningen øges. Der afgøres der<strong>for</strong>, at en kondensator på 2, 2µF er<br />

det sikre valg.<br />

3.3.9 Sample and hold<br />

I systemets funktionalitet (jf. afsnit 3.1.1) står der, at spændingsværdien fra intergratoren<br />

skal holdes fra “heel-on” frem til “heel-off”. Med fokus på, hvor meget tid brugeren har<br />

til at se <strong>og</strong> vurdere sin gang ud fra diodedisplayet er det vigtigt, at værdien der<strong>for</strong> kan<br />

fastholde lysdioderne i et acceptabelt tidsrum.<br />

Der blev valgt at bruge en færdig sample and hold komponent- Low Cost monolithic<br />

Sample-Hold, SHM-LM-2. Diagrammet <strong>for</strong> den valgte funktion af SHM-LM-2 er vist<br />

på figur 3.20, hvor signalet går igennem blokken ved samplingssignal (FSR signal) off,<br />

<strong>og</strong> bliver fastholdt ved samplingssignal on. Tærkselspændingsværdien, VT (vist på figur<br />

3.20) er givet ved Vout − 1, 4V , hvilket ligger langt under de <strong>for</strong>ventede 5V, som FSR vil<br />

give ved “on”, da den højest vout <strong>for</strong> denne blok bliver 3V (DATEL, år ukendt).<br />

Figur 3.20: Kredsløbet af sample and hold, baseret på DATEL (år ukendt)<br />

Komponenten har en input- <strong>og</strong> en output terminal, to <strong>for</strong>synings terminaler, en sample<br />

control terminal som styres af fodsensorene (FSR), samt en jord terminal. Den har <strong>og</strong>så<br />

en terminal til en hold-kondensator, som databladet anbefalede at bruge med 0.1µF<br />

(10nF ) (DATEL, år ukendt).<br />

3.3.10 Komparator<br />

Det ønskes, at komparatoren deler signalet op i ti niveauer, så det er muligt at få ti<br />

dioder til at lyse <strong>og</strong> vise feedback. Komparatoren er et op-amp kredsløb som er delt op


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 55<br />

i 10 ens trin. Hver trin har en op-amp, et 1kΩ modstand <strong>og</strong> en diode. Komparatoren<br />

fungerer således, at signalet som kommer ind (Vin) deles op i intervaler, som svarer til<br />

hvor mange dioder skal lyses. Dvs. at hvis maximal spændingsgrænsen på komparatoren<br />

er 3V (se kravspecifikationer 3.2.6) <strong>og</strong> der skal bruges 10 diode display, vil spændingsniveauen<br />

på hver trin blive 0, 3V (10/3). Der blev valgt at bruge en færdig komponent,<br />

dot/bar display driver LM3914, hvilket kan ses på figur 3.21. Komparatoren indholder 10<br />

Figur 3.21: Figuren viser den brugte komparator komponent <strong>og</strong> dens <strong>for</strong>eslåede virkning (National<br />

Semiconductor, 2000)<br />

spændingsniveauer som kan indstilles vha. to modstande på indgangen af komponenten<br />

(R1 <strong>og</strong> R2 vist på figur 3.21). Størrelsen på de to modstande kan findes ved at bruge<br />

ligningen fra databladet <strong>for</strong> LM3914 display-driver (National Semiconductor, 2000). Den<br />

maximale spændingsniveau på komparatoren beregenes således:<br />

RefOutV = 1, 25(1 + R2<br />

) (3.29)<br />

R1<br />

3V sættes ind <strong>for</strong> RefOutV (se kravspecifikationer <strong>for</strong> komparatoren 3.2.6). R1 vælges<br />

til 1kΩ pga. lav indput impedans <strong>og</strong> R2 findes med at sætte 1k Ω <strong>for</strong> R1 ind i ligningen.<br />

3V = 1, 25(1 + R2<br />

1kΩ )<br />

⇔ R2 = 1, 4kΩ


56 Problemløsning<br />

3.3.11 Computerbrugerfladen <strong>og</strong> diodedisplay<br />

For at brugeren af systemet kan følge sin træning på <strong>for</strong>nuftig vis, er det vigtigt med en<br />

god <strong>og</strong> let brugergrænseflade. Der<strong>for</strong> er det afgørende at systemet bliver nemt at gå til,<br />

samt at brugeren får de oplysninger frem, som bliver efterspurgt. Det skal ligeledes kun<br />

være den in<strong>for</strong>mation, som er blevet fundet gavende i <strong>for</strong>bindelse med rehabiliteringen<br />

af apopleksipatienter med footdrop-problemet. Desuden skal det være muligt at opsamle<br />

<strong>og</strong> lagre data, så brugere kan gå tilbage i tiden <strong>og</strong> fremkalde data fra tidligere træning.<br />

På den måde, kan man over tid se hvordan udviklingen er <strong>for</strong>løbet, hvilket <strong>for</strong>håbentlig<br />

skulle gavne i en træningssituation. Nemlig ved at sammenholde ny feedback med en<br />

tidligere træning, kan der ses en nøjagtig udvikling af muskelaktiviteten under gang, <strong>og</strong><br />

måske samtidig et realistisk bud på, hvornår patienten kan generhverve den “normale”<br />

gangfunktion.<br />

Figur 3.22: Brugergrænseflader <strong>for</strong> det samlede Bio-feedbacksystem med brugeren i centrum<br />

Det ses på figur 3.22, at brugeren skal kunne få feedback direkte fra det anal<strong>og</strong>e kredsløb<br />

vha. tændte lysdioder, <strong>og</strong> fra computeren, der er tilkoblet gennem en ADC-converter.<br />

Dermed sker databehandlingen <strong>og</strong> opsamlingen gennem computeren, mens øjebliksvisningen<br />

kan følges både med <strong>og</strong> uden brug af computer.<br />

Diodedisplayet er meget simpelt <strong>og</strong> bruger ti dioder til at vise brugeren sin muskel<br />

aktivitet med tre <strong>for</strong>skellige farve af lys. Der er to røde dioder, fire gule <strong>og</strong> fire grøne<br />

dioder, som lyser i <strong>for</strong>hold til, hvor meget spænding, der kommer fra komporatoren.<br />

Computervisningen er <strong>og</strong>så meget simpelt. Computeren bruger en udviklede udgave af


3.3 Systemdesign <strong>og</strong> simulering 57<br />

et pr<strong>og</strong>ram som er laveret i LabView2009. Gruppen brugte et scope l<strong>og</strong>ger pr<strong>og</strong>ram fra<br />

Knud Larsen 1 (ST3-ScopeL<strong>og</strong>ger.vi), som blev ændret <strong>og</strong> tilpasset til projektet. Softwaret<br />

bruger NIDAQ-USB6009 ADC til at opsample data fra systemet. Derefter laves der<br />

et EMG-graf fra de påmålte muskle (Tibialis Anterior) <strong>og</strong> gemmer det som en graf <strong>og</strong><br />

som en text fil (hvis brugeren vil behandle det videre f.eks. i MATLAB). Samplingsfrekvensen<br />

blev påsæt til 2kHz til at minimere tab af signalet(se minimal samplingfrekvens<br />

fro EMG signal i Konrad (2005)). Text filen <strong>og</strong> billeden nævnes med patientens initiale,<br />

hvilken fod måles på <strong>og</strong> dato <strong>og</strong> tid fra gangøvelsen. Det eneste som brugeren gør er at<br />

indtrykke patientens initaler <strong>og</strong> vælg hvor foden ham måler på <strong>og</strong> tryk på en “On” knap<br />

til at gøre pr<strong>og</strong>rammet klart til øvelsen. Pr<strong>og</strong>rammet optager pt. kun EMG-signal fra et<br />

ben ad gangen, som styres af de ledninger fra hvilken fod kobles til ADC. Dette kan let<br />

skiftes under en gang øvelse.<br />

3.3.12 Spændings<strong>for</strong>syning<br />

Forsyningen til hele systemet er delt op i to dele. Den første del er <strong>for</strong>syning til den del af<br />

systemet som behandler signalet fra musklen, dvs. alt fra filtrene til komporatoren. Den<br />

anden blok er <strong>for</strong>syningen til lysdioderne (pga. lysdioderne relative stor strøm<strong>for</strong>brug).<br />

Kravspecifikationerne til <strong>for</strong>syningen siger at den skal levere en stabil spænding på ±5V<br />

til systemet. Der<strong>for</strong> var valgt at bruge to 9V (en <strong>for</strong> minus <strong>og</strong> en <strong>for</strong> plus) batterier <strong>og</strong><br />

to spændingsregulatorer, som kan holde stabil spænding på hhv. ±5V fra batterierne.<br />

Forsyningen styres så med en afbryder, som tænder eller slukker på <strong>for</strong>syningen. Til<br />

dioderne bruges <strong>og</strong>så et 9V batteri <strong>og</strong> en +5V -regulator som holder en stabil spænding på<br />

+5V . Den ekstra <strong>for</strong>syningdel er brugt så dioderne ikke overbelaster det øvrige systemet<br />

i <strong>for</strong>hold til strøm<strong>for</strong>brug.<br />

1 ANsat på AAU


58 Problemløsning<br />

Figur 3.23: Kredsløbdiagram af <strong>for</strong>syningen til de ±5V (split-supply) med to kontakter <strong>og</strong><br />

lysdiode. NB. diode<strong>for</strong>syningen er ikke på figuren, da den er ens med +5V <strong>for</strong>syningen.<br />

3.4 Implementering <strong>og</strong> test<br />

I dette afsnit ønskes at <strong>for</strong>klare, hvordan de <strong>for</strong>skellige blokke bliver implementeret, <strong>og</strong><br />

hvilket større <strong>og</strong> mindre valg, der er blevet <strong>for</strong>etaget i <strong>for</strong>bindelse med ud<strong>for</strong>mningen af<br />

den konkrete prototype. Der vil til hvert afsnit komme en test af blokken, hvor det vurderes,<br />

om de enkelte dele lever op til kravene <strong>og</strong> om blokken lever op til den acceptgrænse,<br />

der er blevet defineret under kravspecifikationerne i afsnit 3.2.<br />

3.4.1 Signal<strong>for</strong>stærkning<br />

De to <strong>for</strong>skellige blokke af <strong>for</strong>stærkning er blevet implementeret <strong>for</strong> i to parallelle kredsløb,<br />

til optagelse af hvert ben. Generelt set er der blevet implementeret nøjagtig som i designafsnittet<br />

3.3 af begge kredsløb, <strong>og</strong> præcist som på diagrammerne i designafsnittet.<br />

I “instrumenterings<strong>for</strong>stræningen” er der brugt følgende komponenter:<br />

- Instrumenterings<strong>for</strong>stærker: AMP04 (i endelig prototype)<br />

- Modstande (målt) implementeret værdi:<br />

CH1:<br />

R1 − R2 = 10, 1 − 10.3Ω, R3 − R4 = 1, 00 − 1, 10MΩ, R5 = 10, 3MΩ, RG 12, 39kΩ<br />

CH2:<br />

R1 − R2 = 10, 1 − 10.3Ω, R3 − R4 = 1, 02 − 1, 05MΩ, R5 = 10, 1MΩ, RG 12, 40kΩ<br />

- Dioder BAT 85<br />

- Kapacitor C1 − C2 = 4, 7µF<br />

I “ikke-inverterende <strong>for</strong>stærker” er der brugt følgende komponenter:


3.4 Implementering <strong>og</strong> test 59<br />

- OPAMP: OPA27<br />

- Modstande (målt):<br />

CH1:<br />

RF = 8, 08kΩ, RG = 20, 7Ω, cariabel modstand RV ari = [1, 0Ω; 93, 8kΩ]<br />

CH2:<br />

RF = 8, 06kΩ <strong>og</strong> RG = 20, 8Ω, variabel modstandRV ari = [25Ω; 99, 1kΩ]<br />

- Afkoblingkondensator: 100nF<br />

Den begge <strong>for</strong>stærker er blevet testet i laboratoriet vha. funktionsgenerator, strøm<strong>for</strong>syning<br />

±5V <strong>og</strong> dataopsamling på oscilloscope.<br />

Test af “instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren”<br />

Der blev implementeret to tilsvarende kredskøb til den første <strong>for</strong>stærkning, en instrumenterings<strong>for</strong>stærkning<br />

med gain på a = 5. Acceptkravet var ±10%, som skal overholdes.<br />

Der <strong>for</strong>søges i første test<strong>for</strong>søg med INSTRUMENTERINGFORSTÆRKER AD620, <strong>og</strong><br />

to inputsignaler på hhv. 65mV <strong>og</strong> 50mV peak-peak <strong>og</strong> 300Hz, vha. spændingsdeling (der<br />

anvendes lidt større inputsignal, end det endelige EMG). I første omgang opnåes langtfra<br />

det ønskede resultat med <strong>for</strong> meget støj <strong>og</strong> stort DC-offset, <strong>og</strong> der <strong>for</strong>søges med andre<br />

løsninger.<br />

I anden omgang <strong>for</strong>søges med en ny type OPAMP “AMP04”, med de samme inputsignaler<br />

<strong>og</strong> resultatet ses betydelig bedre. Det <strong>for</strong>stærkede signal ses på figur 3.24.<br />

Den endelig <strong>for</strong>stærkning <strong>for</strong> instrumenterings<strong>for</strong>stærkeren udregnes: Der blev desuden<br />

Aflæst værdi (P-P) Udregnet<br />

1. inputsignal ≈ (24mV + 23mV ) = 47mV<br />

2. inputsignal ≈ (29mV + 31mV ) = 60mV<br />

Difference =13 mV<br />

Output Ch:1 ≈ (35mV + 34mV ) = 69mV<br />

Output Ch:2 ≈ (34mV + 34mV ) = 68mV<br />

Forstærkning Ch:1 = 5, 2=5% afv.<br />

Forstærkning Ch:2 = 5, 3=6% afv.<br />

Tabel 3.1: Test af “instrumenterings<strong>for</strong>stærkning” med ønskes <strong>for</strong>stærkning på a = 5<br />

beregnet CMRR-værdien. Dette blev gjort ved at påtrykke en fælles DC spænding på<br />

begge input terminaler på hver kanal, aflæse den resulterende output værdi <strong>og</strong> beregne<br />

common-mode <strong>for</strong>stærkningen ude fra følgende <strong>for</strong>mel:


60 Problemløsning<br />

CMRR = 20 · l<strong>og</strong>10<br />

� Adifferential<br />

Acommon<br />

�<br />

(3.30)<br />

Den fælles DC-spænding lå på 1, 575V . Resultaterne af målinger <strong>og</strong> beregninger viser i<br />

nedestående tabel 3.2:<br />

Output Acommon CMRR<br />

Channel 1. 0,0004V 2, 534 · 10 −4 86, 2dB<br />

Channel 2. 0,0003V 1, 904 · 10 −4 88, 8dB<br />

Tabel 3.2: Tabellen viser resultater fra CMRR-beregninger<br />

De fundne CMRR værdier afviger der<strong>for</strong> fra kravspecifikationer med 4, 56% <strong>og</strong> 1, 78%<br />

<strong>for</strong> kanal: Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2 (jf. afsnit 3.2.1). Der er i testen nået resultater, der ligger inden<br />

Figur 3.24: Grafen viser differens<strong>for</strong>stærkningen <strong>for</strong> Ch.1 (venstre) <strong>og</strong> Ch.2 (højre), fra samme<br />

inputsignal. Begge signaler er har en amplitude på ca. 60mV peak-peak, <strong>og</strong> 300Hz<br />

<strong>og</strong> en del registeret en del støj, pga. det lille signal.<br />

<strong>for</strong> acceptgrænsen. Der kan nu gåes videre til næste test: ikke-inverterende <strong>for</strong>stærker.<br />

Test af “Ikke-inverterende <strong>for</strong>stærker”<br />

Der blev testet <strong>for</strong> den minimale <strong>og</strong> maximale <strong>for</strong>stærkning med et inputsignal på ≈ 2mV<br />

peak-peak <strong>og</strong> 300Hz, hvilket er et realistisk bud på inputsignal. Denne test blev lavet<br />

med samme inputsignal <strong>for</strong> begge parallelle kredsløb.<br />

Der blev defineret en <strong>for</strong>stærkning (jf. kravspekcifikationer 3.2) i følgende interval: 400 <<br />

a < 4.800 <strong>og</strong> accepteret afvigelse på 10%. Der bliver test nr. 1 brugt de modstand, der<br />

blev definerede i afsnitten om design, da denne <strong>for</strong>stærkningen ikke var tilstrækkelig,


3.4 Implementering <strong>og</strong> test 61<br />

bliver der regnede nye modstande RF <strong>og</strong> RG:<br />

1. lign.:(2.600 + 2.200) = 4.800 = 1 + RF + 90, 0kΩ<br />

RG<br />

2. lign.:(2.600 − 2.200) = 400 = 1 + RF + 0, 9Ω<br />

RG<br />

RF = 8, 16kΩ <strong>og</strong> RG = 20, 5Ωde “nye” værdier<br />

I anden testrunde er der taget højde <strong>for</strong> afvigelse af den variable modstand RV ari <strong>og</strong><br />

inputsignalet ses som graf på figur 3.25, <strong>og</strong> grafen <strong>for</strong> outputsignalet <strong>for</strong> hhv. Ch.1 <strong>og</strong><br />

Ch.2 ses på figur 3.26.<br />

Figur 3.25: Grafen viser inputsignalet, som blev brugt til første test af “ikke-inverterende <strong>for</strong>stærkere”<br />

<strong>for</strong> både venstre <strong>og</strong> højre kredsløb. Signalet er på ca. 2mV peak-peak <strong>og</strong><br />

300 Hz, der<strong>for</strong> er y-aksen i mV. Der blev desværre registeret meget støj, pga. det<br />

lille signal, <strong>og</strong> negativt DC-offset, udregnet til −0, 65mV<br />

Forstærkning findes, <strong>for</strong> at bestemme om resultatet af testen er acceptabelt:<br />

Aflæst værdi (P-P) Udregnet<br />

Inputsignal ≈ (0, 2mV + 1, 1mV ) = 1, 3mV<br />

Ch.1 (venstre) Min Output ≈ (0, 33V + 0, 19V ) = 0, 52V<br />

Ch.1 Max Output ≈ (3, 6V + 2, 3V ) = 5, 9V<br />

Ch.2 (højre) Min Output ≈ (0, 33V + 0, 20V ) = 0, 53V<br />

Ch.2 Max Output ≈ (3, 6V + 2, 3V ) = 5, 9V<br />

Ch.1 <strong>for</strong>stærkning 423 < a < 4539<br />

Ch.2 <strong>for</strong>stærkning 407 < a < 4539<br />

Dette giver en samlet afvigelse på mellem 2-6%, hvilket er tilfredsstillende inden <strong>for</strong><br />

acceptgrænsen. Det skal d<strong>og</strong> nævnes, at der kan være større eller mindre usikkerhed<br />

<strong>for</strong>bundet med aflæsningen, pga. en del støj på specielt inputsignalet.


62 Problemløsning<br />

Figur 3.26: Grafen viser <strong>for</strong>stærkningen af inputsignalet fra figur 3.25 <strong>for</strong> begge kredsløb i<br />

<strong>for</strong>hold til min <strong>og</strong> max <strong>for</strong>stærkning. Der ses overensstemmelse mellem signal<strong>for</strong>stærkningen.<br />

3.4.2 Signalfiltrering<br />

Filterkredsløbene på de to channele blev implementeret ved sidan af hinanden på én<br />

blok. Til hver filtersystem blev der brugt følgende komponenter:<br />

Test af filtrerne<br />

For at undgå at skulle adskille lavpas- <strong>og</strong> højpasfiltre, blev de testet som ét båndpasfiltresystem.<br />

Testen af filtersystemer blev udført ved hjælp af NI 4461 software fra National<br />

Instruments. BLokken blev tilkoblet testcomputeren, <strong>og</strong> en ’Swept Sine’ analyse blev<br />

<strong>for</strong>etaget af hver af de to filtersystemer. Samplingsfrekvensen blev sat til 50000 Hz, <strong>og</strong><br />

der blev genereret et sinussignal på 1V med frekvenser fra 0, 4Hz til 1000Hz. Testens<br />

resultater vises på figur 3.27.<br />

Graferne viser den beregnede dæmpning kurve <strong>og</strong> de reele gain værdier <strong>for</strong> filtersystemene<br />

ved stop– <strong>og</strong> knækfrekvenserne, som blev optaget under testen.<br />

Ved 0, 5Hz, dvs stopfrekvensen <strong>for</strong> højpasfiltrene, er dæmpningen 35, 5dB på Channel 1<br />

<strong>og</strong> 35, 6dB på Channel 2. Det betyder, at de afviger fra den beregnede værdi med:<br />

|39 − 35, 5|<br />

Channel 1: · 100% = 8, 97%<br />

39<br />

|39 − 35, 6|<br />

Channel 2: · 100% = 8, 71%<br />

39<br />

Ved 5Hz, dvs knækfrekvensen <strong>for</strong> højpasfiltrene, er dæmpningen 1, 88dB på Channel 1 <strong>og</strong><br />

2, 01dB på Channel 2. Ved 800Hz, stopfrekvensen <strong>for</strong> lavpasfiltrene, ligger dæmpningen<br />

på 32, 9dB på Channel 1 <strong>og</strong> 32, 4dB på Channel 2. Afvigelser fra den beregnede værdi


3.4 Implementering <strong>og</strong> test 63<br />

Lavpasfiltret:<br />

OPAMO: 2 x OP27<br />

Modstande (målt):<br />

CH1:<br />

R1 = 2, 62kΩ, R2 = 7, 15kΩ, R3 = 0, 883kΩ, R4 = 3, 17kΩ<br />

CH2:<br />

R1 = 2, 61kΩ, R2 = 7, 14kΩ, R3 = 0, 886kΩ, R4 = 3, 16kΩ<br />

Kondensator: C1 = 100nF , C2 = 150nF , C3 = 100nF , C4 = 1µF<br />

Højpasfiltret:<br />

OPAMP: 1 x OP27<br />

Modstande (målt):<br />

CH1:<br />

R1 = 9, 75kΩ, R2 = 4, 73kΩ<br />

CH2:<br />

R1 = 9, 78kΩ, R2 = 4, 75kΩ<br />

Kondensator: C1 = C1 = 4, 7µF<br />

Figur 3.27: Grafen viser de beregnede <strong>og</strong> de målte dæmpningsværdier <strong>for</strong> begge filtersystemer.


64 Problemløsning<br />

er der<strong>for</strong>:<br />

|30 − 32, 9|<br />

Channel 1: · 100% = 9, 67%<br />

30<br />

|30 − 32, 4|<br />

Channel 1: · 100% = 8%<br />

30<br />

Ved 300Hz, dvs knækfrekvensen <strong>for</strong> lavpasfiltrene, er dæmpningen 3, 26dB <strong>og</strong> 2, 97dB<br />

på henholdsvis Channel 1 <strong>og</strong> Channel 2. Det kan ses, at filtersystemerne overholder alle<br />

designede egenskaber på stopfrekvensen inden<strong>for</strong> 10% margenen. Desuden skal der se<br />

bort fra at knækfrekvensen i højpasfiltrene <strong>og</strong> lavpasfiltrene kommer ikke op til maksimal<br />

dæmpning (3, 3dB), da dæmpning ved knækfrekvenser betyder kun, at signalet vil blive<br />

mindre dæmpet i pasbåndsområdet. Så længe dæmpningen ved stopfrekvensen er kraftig<br />

nok <strong>og</strong> dæmpningen ved pasbåndet bliver ikke større en 3, 3dB (jf. kravspec. <strong>for</strong> filtrering<br />

3.2.2), vil filtrene fungere korrekt.<br />

Med baggrund i ovenstående, godkendes dette design af signalfiltrering.<br />

3.4.3 Ensretter<br />

De valgte værdier fra designafsnittet var implementeret i systemet <strong>og</strong> testet. Tabel 3.4<br />

viser de valgte <strong>og</strong> de benyttede komponenter.<br />

Ved ensretteren er der brugt følgende komponenter på hver channel:<br />

- OPAMP OPA27<br />

- Modstande (målt) implementeret værdi:<br />

CH1:<br />

R1,2,4,5 = 100, 1 − 100, 3KΩ, R3 = 51, 1kΩ<br />

CH2:<br />

R1,2,4,5 = 100, 1 − 100, 3KΩ, R3 = 51, 0kΩ<br />

- Afkoblings kondensatorer: 100nF<br />

- Dioder: 1N448<br />

Tabel 3.3: Komponenteliste med de valgte <strong>og</strong> implementerede værdier i ensretter kredsløbet<br />

Test af ensretter<br />

Test af de to ensrætter kredsløb blev udført med en funktionsgenerator <strong>og</strong> NI-DAQ-<br />

USB6009 til computer. Testsignalet var et sinussignal med amplitude på ca. 1V <strong>og</strong> frekvens<br />

på 300Hz. Der kan ses på figur 3.28 at signalerne blev helt ensrettet ned under<br />

0V . Således at de to kredsløb opfylder kravspecifikationerne <strong>for</strong> ensretteren (jf. 3.2.3) <strong>og</strong><br />

blev accepteret til brug i systemet.


3.4 Implementering <strong>og</strong> test 65<br />

Figur 3.28: Test af ensretter, et sinus signal <strong>og</strong> ensrettet sinus signal på channel et <strong>og</strong> to<br />

3.4.4 Integrator<br />

De komponenter som var implementeret i integrator kredsløbet på begge channel, kan<br />

ses på nedenstående tabel.<br />

-OPAMP: OPA27<br />

- Modstande (målt) implementeret værdi:<br />

CH1:<br />

R = 100, 1kΩ, Raflad = 4, 98kΩ<br />

CH2:<br />

R = 100, 2kΩ, Raflad = 4, 99kΩ<br />

- Kondensator (målt) implementeret værdi:<br />

C = 2, 2µF<br />

Tabel 3.4: Komponenteliste med de valgte <strong>og</strong> implementerede værdier i integrator kredsløbet.<br />

NB. Raflad benyttes i kredsløb med relæ


66 Problemløsning<br />

Test af integrator<br />

Test af de to parallelle integratorkredsløb blev udført vha. en funktionsgenerator <strong>og</strong> NI-<br />

DAQ-USB6009 til computer. Testsignalet var et sinussignal med amplitude på 410mV<br />

jf. design 3.3 <strong>og</strong> frekvens på 300Hz. Det skal bemærkes at testsignalet først var igennem<br />

ensretteren, i modsattefald ville integrationen blive 0V . Der<strong>for</strong>, til at få et plus integreret<br />

test signal var det nødvendigt at bruge <strong>og</strong>så ensretteren.<br />

Der kan ses på figur 3.29 at signalet blev integreret tilfredsstillende op til 3V hver gang<br />

efter at integratoren nulstilles. Således at de to kredsløb opfylder kravspecifikationerne<br />

<strong>for</strong> integrator (jf. 3.2.4). Desuden skal det bemærkes, på billeden kan det ses at integra-<br />

Figur 3.29: Test af Ch.1 (venstre) <strong>og</strong> Ch.2 (højre) integratorblok i intervallet [0; 3V ]. Det ses,<br />

at der fremkommer en ret linie op til 3V, som skal vises på komparatoren. NB. der<br />

blev <strong>for</strong> højre blok testet gennem “sample and hold” blokken.<br />

toren integrerer over 3V på en tidspunkt. Det skal se bort fra <strong>og</strong> betyder ikke n<strong>og</strong>et,<br />

da hvis integrerede signalet bliver over 3V (efter mindste mulig <strong>for</strong>stærkning) kan det<br />

tage mindst 2s <strong>og</strong> det <strong>for</strong>ventes ikke at en swingfase hos apopleksi patiente tager så<br />

lang tid (jf. afsnit om apopleksi patient gang 2.7). Det har desuden ingen betydning <strong>for</strong><br />

komparatoren end det at den viser fuld diode visning.<br />

Udfra testen af integratoren vurderes det, at begge integratorer <strong>for</strong> Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2 integrerer<br />

op til 3V acceptabelt.<br />

3.4.5 Sample and hold<br />

De to <strong>for</strong>skellige blokke af “sample and hold” er blevet implementeret i to parallelle<br />

kredsløb til visning af integrationen fra hver fod. I sample-and-hold er der brugt følgende<br />

komponenter:


3.4 Implementering <strong>og</strong> test 67<br />

- Sample and hold: SHM-LM-2<br />

- Kapacitor C = 10nF<br />

Test af “sample and hold”<br />

Der testes <strong>for</strong> begge kredsløb <strong>for</strong> om den oplagrede integratorensværdi holdes <strong>for</strong> hver<br />

blok mellem signalet fra fodkontakten. Grafen <strong>for</strong> venste <strong>og</strong> højre blok ses begge samlet på<br />

figur 3.30. På figur 3.30, ses at spændingen falder en lille niveau, inden “sample and hold”-<br />

Figur 3.30: Test af venstre <strong>og</strong> højre “sample and hold” i volt til tiden. NB. der fremkommer<br />

ikke samme spændingsværdi, da der ikke integreres helt over samme interval.<br />

blokken holder værdien, frem til næste integration. Dette skyldes, at kapacitoren når at<br />

aflade lidt under “acquisition time”. Da dette fald ikke har en større værdi (< 0, 02V ),<br />

accepteres denne test af “hold and sample”. Der blev desuden testet med “hold” <strong>for</strong><br />

> 60sek (jf. kravspec. <strong>for</strong> “sample and hold” 3.2.5), <strong>og</strong> dette gav desuden ikke n<strong>og</strong>en<br />

ændring.<br />

Ud fra disse resultater blev “sample and hold” kredsløbet accepteret til brug i systemet.<br />

3.4.6 Komparator <strong>og</strong> diodedisplay<br />

Følgende komponenter blev implementeret i komparatoren <strong>og</strong> diodedisplayet:<br />

Testet blev udført med en strøm<strong>for</strong>syning, hvor spændingen fra strøm<strong>for</strong>syningen var<br />

brugt til at simulere et integreret EMG-signal. Komparatoren <strong>og</strong> dioderne blev testet<br />

samtidig <strong>for</strong> at se antallet af lysdioder, der var tændte når spændingen blev ændret med<br />

0, 1V , fra 0V op til 3V . Resultaterne viste, at begge dioderækker lyste rigigt i <strong>for</strong>hold til<br />

inputspændingen ind i komparatoren, dvs. at <strong>for</strong> hver stigning på 0, 3V lyste en diode<br />

mere. Komparatoren <strong>og</strong> dioderækken blev der<strong>for</strong> accepteret til brug i systemet.


68 Problemløsning<br />

- En dot/bar display driver LM3914 (Liniær) med ti spændingsniveauer<br />

- To udenstående modstande(målt) til komparatoren(display driver) :<br />

CH1:<br />

R1 = 0, 995KΩ, R2 = 1, 439kΩ<br />

CH2:<br />

R1 = 0, 996KΩ, R2 = 1, 429kΩ<br />

- Et modstand på 100Ω blev <strong>og</strong>så implementeret mellem senere <strong>for</strong>syningen (+5V ) <strong>og</strong><br />

dioderne<br />

- To sæt af Ti lys dioder; to røde, fire gule <strong>og</strong> fire grønne<br />

Tabel 3.5: Komponenteliste med de valgte <strong>og</strong> implementerede værdier <strong>for</strong> komparatoren <strong>og</strong><br />

diodedisplayet<br />

3.4.7 Spændings<strong>for</strong>syning<br />

Spændings<strong>for</strong>syningerne blev implementeret med følgende komponenter:<br />

- Tre 9V batterier (to til plus spænding, en til minus spænding)<br />

- En grøn lys diode til at vise om <strong>for</strong>syningen er tændt eller ikke slukket<br />

- Regulatore 78L05 <strong>og</strong> 79L05. Kan holde spændingen på præcist +5V eller −5V<br />

- Afbryder til regulator<br />

Tabel 3.6: Komponenteliste med de valgte <strong>og</strong> implementerede værdier <strong>for</strong> spændings<strong>for</strong>syningen<br />

Den maximal strøm<strong>for</strong>syning var 0, 1mA, pga. valg af regulatorer. Der blev således implementeret<br />

to spændings<strong>for</strong>syninger. En <strong>for</strong>syning på ±5V til kredsløbet, <strong>og</strong> en <strong>for</strong>syning<br />

til dioderne på +5V . Denne ekstra<strong>for</strong>syning til dioder blev nødvending at implementere,<br />

da strøm<strong>for</strong>bruget denne blok næsten var ≈ 0, 1A, ved 20 tændte dioder.<br />

Test af spændings<strong>for</strong>syning<br />

Test <strong>og</strong> måling af <strong>for</strong>syningene blev udført med en voltmeter. De målte værdier på<br />

<strong>for</strong>syningen var: Forskellen på maximale strømstyrken ved plus <strong>og</strong> minus batterierne<br />

Forsyning Ønskede Volt Forbrug max. strømstyrke Målt Volt<br />

Systemets <strong>for</strong>syning ±5V output 0, 079A(+)0, 056A(-) (målt) +5, 03V <strong>og</strong> −5, 10V<br />

Diode <strong>for</strong>syning +5V output 0, 088A(+) (målt) +5, 05V<br />

Tabel 3.7: Testede værdier <strong>for</strong> spændings<strong>for</strong>syning<br />

skyldes, at der bruges kun plus <strong>for</strong>syning <strong>for</strong> “sample and hold” <strong>og</strong> komparatoren.


3.4 Implementering <strong>og</strong> test 69<br />

De udleverede batterier har en kapacitet på 550mAh (VARTA, 2002). Der<strong>for</strong> vil den<br />

positive spændings batteriets levetid være:<br />

T+ = 550mAh<br />

79mA<br />

= 6, 96 ≈ 7timer (3.31)<br />

Den negative spændings batteriets levetid vil være:<br />

T− = 550mAh<br />

56mA<br />

Batteriets levetid diodedisplayet vil være:<br />

T+ = 550mAh<br />

88mA<br />

= 9, 8 ≈ 10timer (3.32)<br />

= 6, 25 ≈ 6timer (3.33)<br />

Dette viser at systemet kan køre i omkring 6 timer. Efter det har diodedisplayet ikke<br />

nok strøm til at tændes.<br />

Det bestemmes, at testen <strong>for</strong> strøm<strong>for</strong>syningen accepteres, med en ubetydelig afvigelse<br />

fra de den <strong>for</strong>ventede spænding på hhv. ±5V <strong>og</strong> +5V .<br />

3.4.8 Computervisning - Software<br />

Opsætning <strong>og</strong> pr<strong>og</strong>ramkode<br />

Implementering <strong>og</strong> test af opsamlingspr<strong>og</strong>rammet blev <strong>for</strong>taget i computerpr<strong>og</strong>rammet<br />

“LabView2009” på projektgruppens computere. Der var brugt en advanceret udgave<br />

af DAQmx’s pr<strong>og</strong>rammeringsmetode i LabView til at <strong>for</strong>etage signaloptagelsen fra<br />

NIDAQ-USB-enheden. DAQmx tillader mere specifikke indstillinger end de øvrige DAQpr<strong>og</strong>rammeringskoder<br />

<strong>og</strong> var desuden brugt i den tidligere referet ScopeL<strong>og</strong>ger.vi, som<br />

Knud Larsen 2 lavede, <strong>og</strong> pr<strong>og</strong>rammet er en videreudbygning af dette.<br />

Pr<strong>og</strong>rammet blev designet efter det <strong>for</strong>mål, at det skulle være så nemt som muligt at<br />

bruge <strong>og</strong> <strong>for</strong>stå. Der<strong>for</strong> består pr<strong>og</strong>rammet af kun to brugerflader, som desuden begge er<br />

udarbejdet på engelsk. Den første del åbner straks ved åbning af pr<strong>og</strong>rammet, som en<br />

startside, <strong>og</strong> giver en kort introduktion til gruppen <strong>og</strong> projektet, samt hvordan pr<strong>og</strong>rammet<br />

bruges. Startvinduen giver mulighed <strong>for</strong> enten at afslutte eller <strong>for</strong>stætte til signal<br />

behandlingsdelen af pr<strong>og</strong>rammet, hvorefter den anden brugerflade åbnes.<br />

Behandlingsdelen viser først to popup vindue, som først beder brugeren om patientens<br />

initialer <strong>og</strong> dernæst hvilken fod, der skal optages EMG signal på. Efter at brugeren har<br />

trykket på “OK”, vil der ses en stor graf, som viser et “live EMG-signal” fra det anal<strong>og</strong>e<br />

kredsløb, en start/stop knap, et link til at vælge, hvorhen billederne af graferne samt<br />

tekstfilerne skal gemmes <strong>og</strong> til sidst en “exit” knap.<br />

2 Ansat ved <strong>Aalborg</strong> Universitet på institut <strong>for</strong> Sundhedvidenskab <strong>og</strong> Teknol<strong>og</strong>i


70 Problemløsning<br />

Figur 3.31: På figuren ses behandlingsdelen af pr<strong>og</strong>rammet med initial-popup vinduet.<br />

En del af den kode, der danner <strong>og</strong> gemmer tekstfilerne med datapunkter fra grafen<br />

kommer fra “ScopeL<strong>og</strong>ger.vi”. Desuden blev det brugt en “MatLab script node”, som behandler<br />

de gemte tekstfiler.<br />

For at bruge fodsensorene til at afbryde <strong>og</strong> begynde sampling af EMG-signalet, var det<br />

nødvendigt, at bruge to anal<strong>og</strong> inputkanaler på ADC. Pr<strong>og</strong>rammet var indstillet på den<br />

måde, at ADC’en <strong>for</strong> begge kanaler, var kørt på differential mode, <strong>og</strong> den skulle optage<br />

data kontinuerligt. Med en samplingfrekvens på 2kHz, <strong>og</strong> en input spændingsområdet<br />

bliver optaget fra −5 − 5V .<br />

Sampling af EMG-signalet var indstillet således at hver gang, der i øvelsen registeres<br />

“heel-off” (spænding bliver mindre end 2V i fodsensorene) begynder pr<strong>og</strong>rammet at vise<br />

EMG-signalet på grafen samt at lave tekstfilen <strong>og</strong> en billede. Visning af EMG-signalet<br />

fra “heel-off” til “heel-on” blev kun vist på skærmen til at fokusere på EMG signalet når<br />

foden er i swingfase dvs. når foden bruger TA musklen mest (jf. afsnit 3.1.1 om systemets<br />

funktion).<br />

Test af koden<br />

Pr<strong>og</strong>rammet blev testet med et input sinussignal med amplitude på 2V <strong>og</strong> 100Hz. Fodsensoren<br />

var brugt til at afbryde <strong>og</strong> tænde sampling på sinussignalet. Pr<strong>og</strong>rammet virkede<br />

<strong>og</strong> viste en stabil linje på 0V på grafet når fodsensoren var trykket <strong>og</strong> et sinus signal når<br />

fodsensoren ikke er trykket ned (se på figur 3.32). Selvom pr<strong>og</strong>rammet ikke kan lave bil-


3.4 Implementering <strong>og</strong> test 71<br />

leder pt. så blev det stadig accepteret til brug i det samlede system. Det var konkluderet<br />

da det d<strong>og</strong> lavede tekstfiler, som muligt godt kan bruges til at lave graffer i MatLab.<br />

Figur 3.32: Screenshot af pr<strong>og</strong>rammet under test


72 Problemløsning<br />

3.5 Patientsikkerhed i <strong>for</strong>bindelse med instrumentet<br />

Patientsikkerhed <strong>og</strong> specielt elsikkerhed er altafgørende i biomedicinsk udstyr, <strong>og</strong> der<br />

bliver der<strong>for</strong> lagt stor vægt på, at strømmen, der findes i instrumentet ikke kan påføres<br />

patienten <strong>og</strong> andre brugere af udstyret. Selvom der arbejdes med små strømme <strong>og</strong><br />

spændinger, kan der ske fejl i opstillinger <strong>og</strong> udstyr, som kan medføre skader på patienten.<br />

Galvanisk adskillelse sørger <strong>for</strong>, at der ikke er direkte kontakt mellem patienten <strong>og</strong><br />

elnettet. Den skal <strong>for</strong>bindes mellem ADC-converteren <strong>og</strong> computeren. Dette udstyr må<br />

ikke <strong>for</strong>årsage ændringer på inputspændingen, <strong>for</strong>di dette signal skal bruges til analyse.<br />

Desuden <strong>for</strong>synes instrumentet med batterier, frem<strong>for</strong> at bruge elnettet, hvilket <strong>og</strong>så<br />

minimere muligheden <strong>for</strong> at sende større fejlspænding til patienten.<br />

En galvanisk adskillelse kan virke på to måder,<br />

nemlig optisk <strong>og</strong> magnetisk. En magnetisk galvanisk<br />

adskillelse virker ved, at der vikles ledning omkring<br />

en lukket jernring. Der bør være lige mange<br />

vindinger på begge sider, <strong>for</strong> hvis dette ikke er tilfældet,<br />

vil den virke som en trans<strong>for</strong>mator. En optisk<br />

galvanisk adskillelse fungerer ved, at en lysdiode<br />

transmitterer signalet videre til en fotosensor,<br />

<strong>og</strong> bliver derved gengivet. Ulempen ved en optisk<br />

galvanisk adskillelse er, at denne ikke giver ligeså<br />

meget isolation eller linearitet som den magnetiske<br />

(Wolf & Smith, 2004). Der vælges at implementere<br />

en færdig USB-adskildelse “USB Isolator - USI-01”,<br />

der er “BF”,“CE” godkendt til en isoleringsspænding<br />

på over 4kV.<br />

Figur 3.33: USB-isolator model:<br />

ISI-01, der bruges som<br />

galvanisk adskillelse<br />

med computeret <strong>og</strong><br />

ADC<br />

Fodkontakterne, som bruges til at følge patientens gangcyklus, er et instrument, der ligeledes<br />

skal <strong>for</strong>synes, <strong>for</strong> at fungere. Dette sker gennem de 230V, som elnettet levere.<br />

Dette vil d<strong>og</strong> <strong>og</strong>så ske med en galvanisk adskillelse. Denne adskillelse bliver taget med<br />

<strong>for</strong> ikke at kunne påvirke patienten med n<strong>og</strong>en <strong>for</strong>m <strong>for</strong> elektriske shock, hvis der skulle<br />

gå en lækstrøm mens disse sensorer er påført hælene. Der vælges at benytte en galvanisk<br />

adskillelse i <strong>for</strong>m af “isolation trans<strong>for</strong>mer” mellem stikkontakten <strong>og</strong> instrumentet.<br />

Til sidste skal der findes, hvad det størst “elektriske shock” kan være, hvis “worse-case”<br />

sker i EMG-instrumentet, mens patienten har fået påført overfladeelektroderne. Kredsløbet<br />

er som benævnt <strong>for</strong>synet med to 9V-batteri, hvilket vil givet en samlet spændings<strong>for</strong>skel<br />

på 18V. Dette kan nåes i tilfælde af, at regulatorene stå af. Effekten af det maximale


3.5 Patientsikkerhed i <strong>for</strong>bindelse med instrumentet 73<br />

“elektriske shock” er den største strømstyrke, der kan påføres patienten:<br />

Som bekendt er der standard <strong>for</strong> medikotekniske instrumenter, som instrumentet skal<br />

over overholde som minimum, eksempler er IEC, MDD, CE. Der fandes tal <strong>for</strong> IEC, International<br />

Electro-technical Commission, fra en rapport fra DS, Dansk Standard om det<br />

elektriske kredsløb: (Elektromedicinsk udstyr, Del 1: Generelle sikkerhedskrav <strong>og</strong> væsentlige<br />

funktionskrav, DS/EN 60601-1 2. udgave 2006-12-12)<br />

1. Total PATIENT LEAKAGE CURRENT: Normal condition: max. 10µA<br />

2. Total PATIENT LEAKAGE CURRENT: Single fault condition: max 100µA<br />

I laboratioriet blev der test <strong>for</strong> de to værdier:<br />

1: (Med to inputsignaler på 1, 1V <strong>og</strong> 1, 2V ) 1, 2 − 2, 4µA (målt) (yderst tilfredsstillende)<br />

2: (Med de 9V direkte på input) 104 − 108µA (målt) (delvist tilfredsstillende)<br />

Der blev i nr.2 testet <strong>for</strong> 9V (direkte på batterier), dvs. i dette tilfælde ville både spændingsregulatorne<br />

<strong>og</strong> Instrumenterings<strong>for</strong>stærkerne være “defekte” samtidige. Det blev<br />

konstateret at strømstyrken var n<strong>og</strong>et lavere, hvis der blev målt med de ±5V , <strong>og</strong> på<br />

den baggrund vurderes det, at “PATIENT LEAKAGE CURRENT” ligger godt inden <strong>for</strong><br />

kravene jf. IEC/DS’s normer.<br />

For at give en ide om den skade det “elektriske shock” kan <strong>for</strong>åsage en voksen persen, er<br />

figur 3.34 medtaget, som viser skader i <strong>for</strong>hold til en strøm på 60Hz over 1-3 sek tværs<br />

gennem overkroppen.


74 Problemløsning<br />

Figur 3.34: Oversigt over hvilke skader <strong>for</strong>skellige størrelser af strømstyrke kan <strong>for</strong>årsage på<br />

kroppen ved 60 Hz AC strøm(tæt på el-nettet) (Webster, 2009)


KAPITEL 4<br />

Systemtest<br />

Der er i det <strong>for</strong>gående kapitel i afsnit 3.4 under “implementering <strong>og</strong> test” blevet udført<br />

test af systemet <strong>for</strong> de enkelte blokke, <strong>for</strong> at se hvorvidt disse lever op til de <strong>for</strong>mulerede<br />

krav i kravspecifikationer 3.2. Efter der blev opnået tilfredsstillende resultater, blok <strong>for</strong><br />

blok, <strong>og</strong> alle disse ligger inden<strong>for</strong> de fomrulerede acceptgrænser, vil det nu være passende<br />

at teste det samlede system. Der bliver, i første omgang, rent fysisk samlet hele det<br />

anal<strong>og</strong>e kredsløb, som således kan testes som ét system i sammenhæng med fodsensoren.<br />

Dette gøres både <strong>for</strong> et kendt, genereret signal, <strong>og</strong> derefter <strong>for</strong> et EMG-signal. Derefter<br />

testes det anal<strong>og</strong>e kredsløb i sammenhæng med den digitale dataopsamling i computerpr<strong>og</strong>rammet<br />

med et antal raske <strong>for</strong>søgspersoner fra uden <strong>for</strong> gruppen. Der vil blive<br />

testet med <strong>for</strong>søgspersoner på en treadmill <strong>for</strong> at få den mest realistiske gang, <strong>og</strong> <strong>for</strong> at<br />

give <strong>for</strong>søgspersonerne den bedste mulighed <strong>for</strong> at følge “real time” feedbackvisningen på<br />

dioderækken.<br />

Det giver således i alt fire test, der kommer i flg. rækkefølge:<br />

1. Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb med funktionsgenerator, dette gøres desuden med<br />

digital dataopsamling i computerpr<strong>og</strong>rammet<br />

2. Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb med EMG-signaler, dette gøres <strong>og</strong>så med digital dataopsamling<br />

i computerpr<strong>og</strong>rammet<br />

3. Test af det samlede system med <strong>for</strong>søgspersoner uden <strong>for</strong> gruppen<br />

4. Test af det samlede system på treadmill, <strong>for</strong> mest realistisk gangfunktion<br />

75


76 Systemtest<br />

Efter følger nu ialt fire test, i hvert sit afsnit. Der er efter hvert afsnit en efterfølgende<br />

delkonklution, der beskriver om <strong>for</strong>søget gav de ønskede resultater.<br />

4.1 Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb i laboratoriet<br />

Formålet med første <strong>for</strong>søg:<br />

• At teste det samlede anal<strong>og</strong>e kredsløb, med fodsensoren tilkoblet<br />

• At teste om der kunne registeres en overensstemmende <strong>for</strong>stærkning på de to kanaler:<br />

Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2<br />

• At test sammenhængen mellem antallet af tændte dioder i <strong>for</strong>hold til det integrede<br />

signal<br />

• At teste det samlede system med sampling igennem computerpr<strong>og</strong>rammet<br />

Forsøgets <strong>for</strong>løb <strong>og</strong> resultater bliver beskrevet i det følgende:<br />

I den første test af det samlede kredsløb, blevet der teste <strong>for</strong> funktionalitet vha. af signal<br />

fra en funktionsgenerator <strong>og</strong> en spændingsdeling mellem de to inputsignaler. Der blev<br />

brugt et inputsignal fra funktionsgeneratoren på 25 mV pp <strong>og</strong> 200 Hz. Derved var de to<br />

signaler:<br />

100kΩ<br />

1. input:25mV · 2·100kΩ+1kΩ = 12, 56mV<br />

1kΩ<br />

2. input:25mV · 2·100kΩ+1kΩ = 12, 43mV<br />

Diff. input:7, 54mV − 7, 46mV ≈ 0, 13mV<br />

Denne lave diff. inputspænding begrundes i, at der<br />

vil testes, så signalet kunne testes fra minimum til<br />

maximum <strong>for</strong>stærkning, uden at signalet “klippes”.<br />

Derpå sættes fodsensor til, <strong>for</strong> at test om den <strong>og</strong>så<br />

virker efter den <strong>for</strong>eskrevede funktion. Det samlede<br />

anal<strong>og</strong>e kredsløb med fodsensor implementeres testes<br />

herefter med brug af ocilloscoope, <strong>for</strong> at se at<br />

Figur 4.1: Foto af første test af det<br />

samlede system<br />

test hvorvidt dette virker. På figur 4.2 vises testen <strong>for</strong> det anal<strong>og</strong>e kredsløb, hvor der testes<br />

<strong>for</strong> begge kanaler: Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2 <strong>og</strong> med både min. <strong>og</strong> max <strong>for</strong>stærkning direkte fra “endelig<br />

<strong>for</strong>stærkning”. Dette gøres <strong>for</strong> at sikre, at der kan <strong>for</strong>stærkes ens <strong>for</strong> EMG-signaler<br />

på begge ben. Desuden er medtaget to DC-spændinger målt mellem “Sample-Hold” <strong>og</strong><br />

komporatoren opdaget på tilfældige tidspunkter.


4.1 Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb i laboratoriet 77<br />

Figur 4.2: Figuren viser signalet fra funktionsgeneratoren på Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2 med min. <strong>og</strong> max.<br />

<strong>for</strong>stærkning. Der er desuden opdaget to DC-spændinger mellem “Sample-Hold” <strong>og</strong><br />

Komparatoren. Integratortest2 viser det maximale niveau, der blev registeret fra<br />

Integratoren.<br />

I næste trin kobles computeren i<br />

den første samlede test af hele systemet.<br />

Der bliver <strong>for</strong>bundet vha.<br />

NIDAQ ADC-converter <strong>og</strong> USI-<br />

01 USB-isoleringsboks, <strong>og</strong> pr<strong>og</strong>rammet<br />

sættes op til at sample<br />

<strong>for</strong> først Ch.1 <strong>og</strong> derefter<br />

Ch.1. Der bliver trykket på fodsensoren<br />

med jævne mellemrum,<br />

<strong>for</strong> at teste den funktionalitet i<br />

<strong>for</strong>hold til samlingen i computerpr<strong>og</strong>rammet.<br />

På figur 4.3 vises<br />

det samplede sinussignal fra<br />

begge kanaler over knap 1 sek.<br />

Der blev samplede med 2000<br />

Hz, men desværre med blev der<br />

<strong>og</strong>så registeret et positivt DCoffset,<br />

som det ses på graferne.<br />

Figur 4.3: Figuren viser sinussignalet fra funktionsgeneratoren<br />

på Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2 samplede gennem<br />

computeren, med lidt <strong>for</strong>skellig <strong>for</strong>stærkning.<br />

Der ses desværre et større DC-offset i <strong>for</strong>bindelse<br />

med signalet optaget fra funktionsgeneratoren.<br />

Som det sidste trin i <strong>for</strong>søget, blev sammenhængen testet mellem antallet af tændte lysdioder<br />

i <strong>for</strong>hold til DC-spændingen ind i komparatoren. Dette skulle sikre linaritet i antal<br />

dioder med et interval på 0,3V <strong>og</strong> desuden overensstemmelse mellem DC-spændingen på


78 Systemtest<br />

de to kanaler. Der blev brugt fodsensoren til at holde dioderne fra [1; 10], hvor imens<br />

spændingen blev målt med multimeter. Resultatet <strong>for</strong> måling <strong>for</strong> Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2 ses på<br />

tabel 4.1:.<br />

Ch.1 Ch.2<br />

Spænding:(V) Antal dioder Spænding:(V) Antal dioder<br />

0,283 0 0,305 0<br />

0,5 1 0,35 1<br />

0,811 2 0,72 2<br />

1,001 3 1,021 3<br />

1,335 4 1,272 4<br />

1,626 5 1,601 5<br />

1,861 6 1,87 6<br />

2,181 7 2,212 7<br />

2,562 8 2,53 8<br />

2,832 9 2,88 9<br />

3,164 10 3,11 10<br />

Tabel 4.1: Test af antal tændte lysdioder i <strong>for</strong>hold til inputspænding til komparator. Signalet<br />

blev genereret vha. funktionsgenerator, <strong>og</strong> der er brugt “Sample-Hold”-funktionen<br />

pmed fodsensor samt multimeter, <strong>for</strong> at måle spænding<br />

4.1.1 Delkonklusion<br />

Der blev i første <strong>for</strong>søg, beskrevet i ovenstående afsnit 4.1, testet <strong>for</strong> funktionalitet, første<br />

det samlede anal<strong>og</strong>e kredsløb, <strong>og</strong> dernæst <strong>for</strong> “det samlede system”. Der viste sig<br />

fine <strong>for</strong>søgsresultater i de første to <strong>for</strong>søg, på baggrund af figur: 4.2, registeret en overensstemmelse<br />

mellem <strong>for</strong>stærkningen på de to kanaler, samt at få fodsensoren tilkoblet.<br />

I samplingen med computeren blev der <strong>og</strong>så optaget et sinussignal, hvor det samplede<br />

tidsintervallet var bestemt af tryk på fodsensoren fj. figur 4.3, hvilket var helt efter hensigten.<br />

Desværre blev der <strong>og</strong>så optaget en betydelig DC-offset, hvilket ikke var tiltænkt.<br />

I test af diodedisplayet jf. tabel 4.1, viste der sig fin linaritet mellem spændingen <strong>og</strong> antal<br />

tændte dioder, <strong>og</strong> der blev fundet overensstemmelse mellem de to kanaler. På grund af<br />

det vurderes det, at første <strong>for</strong>søg endte succesfuldt.<br />

4.2 Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb med EMG-signaler<br />

Formålet med andet <strong>for</strong>søg:<br />

• At teste “det samlede system” med et “ægte” EMG-signal fra en <strong>for</strong>søgsperson


4.2 Test af det anal<strong>og</strong>e kredsløb med EMG-signaler 79<br />

• At sample EMG-signal på computeren i <strong>for</strong>hold til tryk på fodsensorene<br />

• At teste om EMG-signalet bliver samplet uden at blive “klippet”<br />

I andet <strong>for</strong>søg bliver “det samlede<br />

system” testet med et ægte<br />

EMG-signal som input, <strong>og</strong> der<br />

bliver påsat fem overfladeelektroder<br />

på en <strong>for</strong>søgsperson af typen:<br />

Neuroline 720, to på hver muskel<br />

(Tibialis Anterior) samt én referenceelektrode<br />

(ved knæet). Desuden<br />

bliver der tilkoblet to fodsensorer,<br />

til at styre samlingen.<br />

I dette <strong>for</strong>søg benyttes der desuden<br />

<strong>og</strong>så 9V-batterier som <strong>for</strong>syningsspænding<br />

(<strong>for</strong> at opnå den<br />

beskrevede patientsikkerhed), <strong>og</strong><br />

igen USI-01 USB-isoleringsboks<br />

<strong>og</strong> NIDAQ AD-converter. Der<br />

bliver samplede først <strong>for</strong> venstre<br />

Figur 4.4: Figuren viser to grafer <strong>for</strong> det samplede<br />

EMG-signal <strong>for</strong> venstre <strong>og</strong> højre ben, der blev<br />

optaget på computer<br />

fod, <strong>og</strong> dernæst <strong>for</strong> højre. Imens kunne muskelkontraktionen følges stigende på dioderækken,<br />

indtil der trykkes på fodsensoren, <strong>og</strong> resultatet blev holdt. Mellem hver tryk på<br />

fodsensoren blev der samplede en tekstfil på computeren, <strong>og</strong> på figur 4.4 ses to tilfældige<br />

EMG-signaler af venstre- <strong>og</strong> højre ben. I <strong>for</strong>søget blev <strong>for</strong>stærkningen indstillet (ens på<br />

begge kanaler), således at signalet ikke klippede, men at det stadig var stor nok til at<br />

kunne ses tydelig på dioderækken: Optil ca. 6-8 tændte dioder <strong>for</strong> hvert skridt.<br />

4.2.1 Delkonklusion<br />

I <strong>for</strong>søget med EMG-signaler blev der testet <strong>for</strong> funktionalitet af “det samlede system”<br />

med et EMG-signal fra en <strong>for</strong>søgsperson, <strong>og</strong> signalet blev testet både i <strong>for</strong>hold visningen<br />

på dioderækken <strong>og</strong> samplingen på computeren. Det viste sig, at der fint kunne samples<br />

EMG-signaler fra det analige kredsløb <strong>og</strong> gennem det designede computerpr<strong>og</strong>ram. Efter<br />

hver swingfase, kunne der registreres et antal dioder, <strong>og</strong> der fandtes god overensstemmelse<br />

mellem de to ben, <strong>og</strong> kun et lille udsving på ca. 1-2 dioder, mellem hvert skridt. Der<br />

kunne der<strong>for</strong> let ses en <strong>for</strong>m <strong>for</strong> middelværdi i <strong>for</strong>søgspersonen EMG-signal. På baggrund<br />

af figur 4.4 <strong>og</strong> den succesfulde visning på diodedisplayet, vurderes det, at andet <strong>for</strong>søg<br />

gik vellykket.


80 Systemtest<br />

4.3 Test af det “samlede system” med <strong>for</strong>søgspersoner uden<br />

<strong>for</strong> gruppen<br />

Formålet <strong>for</strong> tredje <strong>for</strong>søg:<br />

• At test det “samlede system” med et antal <strong>for</strong>søgspersoner uden <strong>for</strong> projektgruppen<br />

• At finde ud af om systemet er kalibreret til at kunne håndtere <strong>for</strong>skellige <strong>for</strong>søgspersoner<br />

• At få en umiddelbar respons på funktionaliteten af det “samlede system”, <strong>og</strong> den<br />

elektromy<strong>og</strong>rafiske feedback, som vises på dioderækken under gangen<br />

Der blev i tredje <strong>for</strong>søgsrunde testet <strong>for</strong> “det samlede” kredsløb, hvor i alt tre <strong>for</strong>søgspersoner,<br />

uden om gruppen, fik i alt fem overfladeelektroder påsat af typen: Neuroline 720<br />

(2 ∗ 2 til måling af EMG <strong>for</strong> Tibialis Anterior samt én referenceelektrode) <strong>og</strong> desuden<br />

en hælkontakt under hvert ben. Fælles <strong>for</strong> alle <strong>for</strong>søgspersoner var, at de var almindelige,<br />

raske, unge mænd, <strong>og</strong> elektroderne blev påsat efter at hårene på benene var blevet<br />

fjernet <strong>for</strong>sigtigt med et barberblad, uden at læderhuden blev skrabt af. Derpå kunne<br />

muskelaktiviteten følges “real time” på diodedisplayet, <strong>og</strong> der blev samplede data til computerpr<strong>og</strong>rammet<br />

via ADC-converteren NIDAQ <strong>og</strong> USB-isoleringsboksen USI-01. Efter<br />

hver test blev <strong>for</strong>søgspersonerne spurgt om følgende:<br />

Spørgsmål til <strong>for</strong>søgspersonerne: (svar 1-5, 1 = dårlig, 5 = bedst)<br />

1. Vurder <strong>for</strong>beredelse, altså tiden der gik inden test kunne begyndes?<br />

2. Hvordan kunne du relatere din gang i <strong>for</strong>hold til dioderne?<br />

3. Kan man nå at følge live feed-back under gang?<br />

Svar fra tredje testrunde:<br />

Forsøgsperson 1: Forsøgsperson 2: Forsøgsperson 3:<br />

Svar 1: 5 Svar 1: 4 Svar 1: 5<br />

Svar 2: 2 Svar 2: 4 Svar 2: 5<br />

Svar 3: 5 Svar 3: 3 Svar 3: 3<br />

Tabel 4.2: Svar på spørgsmålet stillet lige umiddelbart efter <strong>for</strong>søget


4.3 Test af det “samlede system” med <strong>for</strong>søgspersoner uden <strong>for</strong> gruppen 81<br />

Forsøgsperson 1:<br />

Personens kommentar: Det er svært at<br />

følge dioder på bordet, mens man går<br />

rundt. Det kunne være nemmere på et løbebånd.<br />

Vores kommentar: Forsøget gik planmæssigt,<br />

d<strong>og</strong> lidt højere EMG-signal end <strong>for</strong>ventet,<br />

<strong>og</strong> signal var tæt ved at klippe.<br />

Forsøgsperson 2:<br />

Vores kommentar: Forsøget gik planmæssigt,<br />

<strong>og</strong> EMG-signalet lå fint inden <strong>for</strong> den<br />

<strong>for</strong>ventet område.<br />

Figur 4.5: Foto af <strong>for</strong>søgsperson i gang med<br />

test af det samlede system<br />

Forsøgsperson 3:<br />

Personens kommentar: Det kan være svært at opfange dioderække mens man går, <strong>og</strong><br />

kigger til siden.<br />

Vores kommentar: Forsøget gik planmæssigt, d<strong>og</strong> lidt højere EMG-signal end <strong>for</strong>ventet,<br />

<strong>og</strong> signalet var tæt ved at klippe.<br />

Der kunne i alle tre tilfælde registeres en “real time” feedbackvisning på dioderækken<br />

samt en tilfredsstillende registrering <strong>og</strong> opsamling i computerpr<strong>og</strong>rammet. Der kunne<br />

under hver “heel-on” til “heel’off” ses, at Sample-Hold holdte værdien, så dioderne <strong>for</strong>blev<br />

uændret i dette tidrum. Der var ved alle tre <strong>for</strong>søgspersoner en variation mellem hver<br />

skridt på ±2 − 3 dioder, eftersom hvert skridt ikke er ligelangt, <strong>og</strong> med den samme<br />

muskelkontraktion i Tibialis Anterior mv. Dette var inden <strong>for</strong> den <strong>for</strong>modede naturlige<br />

variation, <strong>og</strong> en <strong>for</strong>m <strong>for</strong> middelværdi kunne let registeres i hvert tilfælde, <strong>og</strong> dioderækken<br />

vurderes at vise det der var tiltænkt i systembeskrivelsen.<br />

Test af dataopsamling i tredje <strong>for</strong>søg<br />

Test af dataopsamling <strong>og</strong> brug af LabView pr<strong>og</strong>rammet <strong>for</strong>egik på computeren ved siden<br />

af det anal<strong>og</strong>e kredsløb. Der blev optaget EMG-signal på hhv. venstre- eller højre ben fra<br />

hver <strong>for</strong>søgsperson under gangøvelsen skiftevis. Imens kunne de tre <strong>for</strong>søgspersoner kun<br />

se dioderækken, <strong>og</strong> computerbrugeren kunne se “live feedback” på skærmen. Samplingen<br />

af EMG-signalet blev kun vist på skærmen når den fod blev løftet op, <strong>og</strong> det var <strong>og</strong>så<br />

kun i dette interval, at signalet blev registreret.<br />

Udsnit af det registerede EMG-signal ses <strong>for</strong> alle <strong>for</strong>søgsperoner på nedenstående figur


82 Systemtest<br />

4.6.<br />

Figur 4.6: Figuren viser EMG-signalet fra alle tre <strong>for</strong>søgspersoner på et tilfældig valgt tidspunkt<br />

under øvelsen<br />

4.3.1 Delkonklusion<br />

Forsøget med <strong>for</strong>søgspersoner uden <strong>for</strong> gruppen blev udarbejdet <strong>for</strong> at teste, om det<br />

samlede system fungerede med de <strong>for</strong>ventede resultater, <strong>og</strong> <strong>for</strong> at se om der kan registreres<br />

<strong>for</strong>skel på muskelaktiviteten på Tibialis Anterior, mellem højre <strong>og</strong> venstre fod under<br />

almindelig gangøvelse. Der<strong>for</strong> var den variable <strong>for</strong>stærkning <strong>og</strong>så ens på Ch.1 <strong>og</strong> Ch.2<br />

under tredje <strong>for</strong>søg.<br />

Samlede set gik tredje testrunde generelt problemfrit, <strong>og</strong> der blev i de tre tilfælde målt<br />

et generelt tilfredsstillende EMG-signal på begge ben af Tibialis Anterior. Desværre lå<br />

muskelsignalet generelt lidt højere end <strong>for</strong>ventet. Det skal selvfølgelig <strong>og</strong>så tage med, at<br />

alle de testede <strong>for</strong>søgspersoner var unge <strong>og</strong> raske personer, <strong>og</strong> der<strong>for</strong> vil EMG-værdien<br />

ligge generelt højere end <strong>for</strong> apopleksipatienter.<br />

Ud fra resultaterne kan det vurderes at hele systemet opfylde de krav <strong>for</strong> visning af<br />

biofeedback under gangøvelse. LabView pr<strong>og</strong>rammet virkede som det var tiltænkt <strong>og</strong><br />

samplede EMG-signal på korrekt tidspunkt. Der var d<strong>og</strong> lidt <strong>for</strong>skel på amplitudene<br />

af EMG-signalerne mellem de tre <strong>for</strong>søgspersoner, hvilket sandsynligvis skyldes naturlige<br />

<strong>for</strong>skelle i hudimpedans, placering af overfladeelektroder på musklen <strong>og</strong> <strong>for</strong>skellig<br />

muskelstørrelse mv.


4.4 Systemtest på “treadmill” 83<br />

4.4 Systemtest på “treadmill”<br />

Formål med fjerde test:<br />

• At teste det “samlede system” uden en realistiske gangøvelse på en “treadmill”<br />

(løbebånd) under <strong>for</strong>skellige lave hastigheder<br />

• At teste <strong>for</strong> korrekt sampling af EMG-signaler på begge ben skiftevis<br />

• At teste <strong>for</strong> elektromy<strong>og</strong>rafisk feedback i <strong>for</strong>m af diodedisplayet under realistisk<br />

gangfunktion<br />

Det sidste test <strong>for</strong> hele systemet blev lavet med to raske <strong>for</strong>søgspersoner på en “treadmill”<br />

(løbebånd), hvor det anal<strong>og</strong>e systemet blev placeret i synsfelten <strong>for</strong>an <strong>for</strong>søgspersonen.<br />

Forsøgspersonen gik med <strong>for</strong>skellige hastigheder mellem 1, 5km/t <strong>og</strong> 3km/t med elektroder<br />

af typen: Neuroline 720, på begge ben, som var tilkoblet til systemet. Desuden<br />

blev tryksensorerne placeret under hælen på begge ben. Det var primært målet med<br />

<strong>for</strong>søget at se, hvordan diodedisplayet <strong>og</strong> EMG-sampling kunne følges under en realistisk<br />

gangøvelse.<br />

Diodedisplayet visede tilfredsstillende visning i <strong>for</strong>hold<br />

til gangen, ligesom EMG-optagelsen på computeren.<br />

Under testet, viste systemet, at det kunne<br />

give rigtigt <strong>og</strong> let<strong>for</strong>ståeligt feedback under almindelig<br />

gang med <strong>for</strong>skellige hastigheder.<br />

Et tilfældig udvalgt EMG-signal, der blev optaget<br />

fra <strong>for</strong>søget, kan ses på nedenstående figur 4.9.<br />

Det kan ses at EMG-signalet på højrebenet er lidt<br />

højere end signalet på det venstre, hvilket kan <strong>for</strong>klares<br />

af en lille <strong>for</strong>skel i signal<strong>for</strong>stærkningen. D<strong>og</strong><br />

kan det ses at EMG-signalerne, der blev optaget<br />

på begge ben, viste næsten ligestor udsving uden<br />

hele swingfasen, når hælen var løftet. Det viser at<br />

<strong>for</strong>søgspersonen <strong>og</strong>så bruger musklen i næsten lige<br />

lang tid på hvert ben under swingfasen.<br />

4.4.1 Delkonklusion<br />

Figur 4.7: Foto af elektrodeplacering<br />

<strong>og</strong> hælkontakter i sko under<br />

klargøring af fjerde<br />

<strong>for</strong>søg<br />

Ud fra disse resultater kan vurderes at systemet opfylder de <strong>for</strong>ventninger <strong>for</strong> biofeedbackvisning<br />

<strong>og</strong> optagelse af EMG-signaler under almindlig gang. Systemet har vist, at<br />

diodedisplayet viser “real time” feedback på korrekt tidspunkt i <strong>for</strong>hold til, hvornår musklen<br />

bruges, ved <strong>for</strong>skellige ganghastigheder. Desuden blev <strong>for</strong>søgspersonerne enig om, at


84 Systemtest<br />

Figur 4.8: Figuren viser det samplede EMG-signal på fra højre <strong>og</strong> venstre ben fra <strong>for</strong>søgpersonen,<br />

som gik på en “treadmill”<br />

det føles nemt at følge <strong>og</strong> vurdere ud fra muskelaktiviteten i displayet under gangøvelsen,<br />

når systemet er placeret i øjenhøjde <strong>for</strong>an “treadmill” båndet.


4.4 Systemtest på “treadmill” 85<br />

Figur 4.9: Figuren et foto fra fjerde <strong>for</strong>søg af det “samlede system” på en “treadmill”


5.1 Diskussion <strong>og</strong> konklusion<br />

KAPITEL 5<br />

Afrunding<br />

I <strong>for</strong>bindelse med test af systemet viste det sig, at det allerede under første runde af test<strong>for</strong>søg,<br />

fungerede tilfredstillende, hvor tre uafhængige personer, blev testet i <strong>for</strong>bindelse<br />

med normal gang. Overfladerelektroderne <strong>og</strong> fodsensorene blev brugt <strong>og</strong> disse viste, de<br />

<strong>for</strong>ventet resultat på dioderækken samt ved en successfuld dataopsamling <strong>og</strong> behandling<br />

på computeren.<br />

Uheldigvis viste det sig, at det målte EMG-signal hos de tre <strong>for</strong>søgpersoner var lidt<br />

<strong>for</strong>højere end <strong>for</strong>ventet, hvilket kan skyldes flere faktore. Personerne var alle sammen<br />

unge mænd, veltrænede <strong>og</strong> raske. Disse personer vil højest sandsynligt have betydelig<br />

større muskelsignaler end apopleksipatient har under rehabilitering. Det skal tages i<br />

betrægtning at systemet blev designet <strong>og</strong> justeret efter en <strong>for</strong>modning om EMG-signaler<br />

på patienter med dropfod, men alene blev testet på raske, unge mennesker.<br />

Der udover blever der brugt en anden, sandsynligvis bedre typer af elektroder (Ambu<br />

Neuroline 720) i <strong>for</strong>hold til pilot<strong>for</strong>søget, hvor der blev brugt en mere simpel elektrodetype<br />

(se bilag 6.1) som kobles til ledningerne mvha klips, hvilket kan give mere støj. Disse<br />

blev skiftet <strong>for</strong> at at minimere risikoen <strong>for</strong> at opsamle støj. Desuden havde gruppen nu<br />

mere kendskab til den korrekte elektrodeplacering i <strong>for</strong>hold til de tidligere <strong>for</strong>søg. Der<br />

blev endvidere bedre <strong>for</strong>beredt i de endelige <strong>for</strong>søg fx. ved at fjerne hår på benene, hvor<br />

elektroderne blev påsat.<br />

Under test af det samlede system blev der observeret en betydeligt <strong>for</strong>ekomst af meget<br />

støj, som blev registeret på diodedisplayet før– <strong>og</strong> efter test med elektroder påsat <strong>for</strong>søgs-<br />

86


5.1 Diskussion <strong>og</strong> konklusion 87<br />

personen. Dette <strong>for</strong>modes at skyldes den relativ høj <strong>for</strong>stærkning, eventuelt kombineret<br />

med brug af mange uskærmet ledninger, samt test af systemet i et ikke støjfrit område.<br />

Dette kunne muligvis <strong>og</strong>så <strong>for</strong>klares ved, at der manglede <strong>for</strong>bindelse mellem systemet<br />

til den fysiske jord. Meget af støjen blev løst med en referanceelektrode på patienten, <strong>og</strong><br />

der blev samlede set iagtaget et meget rent EMG signal, som det var ønsket.<br />

I testen af de enkelte blokke i det anal<strong>og</strong> kredsløb, blev det vurderet, at disse opfylte<br />

kravspecifikationerne <strong>for</strong> det samlede system, <strong>og</strong> fungerede som beskrevet. På grund af<br />

det lille signal fra musklen, blev det svært at vurdere, om størrelsen af differantiel<strong>for</strong>stærkningen<br />

var inden<strong>for</strong> acceptgrænsen, men der er d<strong>og</strong> tests, der tyder på det. Desuden<br />

voldte det udstyr som var brugt til testen af det samlede båndpasfilter <strong>og</strong>så visse problemer,<br />

men der blev igennem flere <strong>for</strong>søg opnået gode resultater. Forstærkninsområdet<br />

(fra 2000 til 24.000 gain) har <strong>og</strong>så vist at den kunne være <strong>for</strong> stort. Til at kunne få gode<br />

feedback resultater <strong>og</strong> sammenligning på muskel aktivitet på de to ben, kræves det at<br />

<strong>for</strong>stærke begge ben jævnt højt op. Den del i test af systemet blev lidt problematisk pga.<br />

der var svært at sætte <strong>for</strong>stærkningen på præcist samme værdi på begge ben. Derudover<br />

blev systemet altid kalibreret efter hver <strong>for</strong>søgsperson, med at sætte <strong>for</strong>stærkningen højt<br />

nok op, således at når musklen trækkes mest, bliver det nok til at lige lyse den højeste<br />

grønne diode.<br />

Der blev benyttet en færdig løsning hmt. fodkontakten til at styre målingerne af EMGsignalet<br />

<strong>for</strong> både computeren <strong>og</strong> diodedisplayet. Disse fungerede helt efter hensigten,<br />

d<strong>og</strong> var denne løsning en anelse besværlig set i <strong>for</strong>hold til det endelige produkt. Det<br />

blev desuden vurderet lidt problematisk <strong>for</strong> <strong>for</strong>søgspersonen at udvise en “helt normal<br />

gangfunktion”, ubesværet, uden at tage særlig hensyn til de mange ledninger, <strong>for</strong> både<br />

fodkontakterne <strong>og</strong> overfladeelektroderne. I første test<strong>for</strong>søg blev der testet med normal<br />

gang frem <strong>og</strong> tilbage (tre meter), hvilket kun var en kort gangvej, <strong>og</strong> besværliggjorde<br />

mulighederne <strong>for</strong> at få at følge med på diodedisplayet, der stod på bordet.<br />

Den digitale opsamling <strong>og</strong> visning af patientens muskelaktivitet <strong>for</strong>gik uden de store problemer.<br />

Der blev designet et computerpr<strong>og</strong>ram, ike helt færdigt i <strong>for</strong>hold til de beskrevet<br />

kravspecifikationer, uden at pr<strong>og</strong>rammet kan lave graffer. Pr<strong>og</strong>rammet kan muliggøre at<br />

følge patientens muskel- <strong>og</strong> gangudvikling over en længere tidsperiode ved at sammenligne<br />

EMG-signalet i dropfoden med “den raske fod”.<br />

I spørgsmålet om at besvare problem<strong>for</strong>muleringen, som lyder:<br />

Hvordan kan man hjælpe ved rehabiliteringe af gangfunktionen hos apopleksipatienter<br />

med “dropfod” symptomer ved brug af et bio-feedbacksystem?<br />

vurderes det, at den “færdige” prototype af det samlede system, kan være en mulig løsning,<br />

<strong>for</strong> at følge muskelaktiviteten i begge patientens ben, både i “real time” i <strong>for</strong>m af<br />

dioderne <strong>og</strong> over tid, ved hjælp af den digital dataopsamling i computerpr<strong>og</strong>rammet.<br />

Pr<strong>og</strong>rammet gør, at computerbrugeren kan få bedre muligeheder, <strong>for</strong> at lave et mere


88 Afrunding<br />

præcist træningspr<strong>og</strong>ram, der er tilpasset den enkelte patients særlige behov. Det kan<br />

gøres med brug af graferne <strong>og</strong> EMG-signalerne ved at vise patienten, hvordan det går<br />

med genoptræningen <strong>og</strong> patientens udvikling med brug af musklen over længre tid. Dette<br />

kan <strong>for</strong>håbentlig gavne ved en mere effektiv <strong>og</strong> målrette genoptræning, <strong>og</strong> patienter<br />

opnår hurtigere at få gangenfunktionen tilbage.<br />

Gruppens løsning på et bio-feedbacksystem er blot en prototype, som virker efter de<br />

<strong>for</strong>mulerede krav i problemløsningen. Den tager der<strong>for</strong> ikke hensyn til nem opsætning,<br />

den fysiske størrelse, vægten, udseende <strong>og</strong> robusthed mv.<br />

Målet med projektet var at bygge et enkelt eksemplar, som kan videreudvikles efter<br />

brugerens behov <strong>og</strong> ønsker.<br />

5.2 Perspektivering<br />

I <strong>for</strong>bindelse med test af systemet blev der afsløret n<strong>og</strong>en fejlaspekter, der kan give n<strong>og</strong>en<br />

usikkerhed ved det endelige system. Det viste sig, at der <strong>for</strong>ekom n<strong>og</strong>et støj, specielt når<br />

referenceelektroden ikke var påsat patienten. Dette kunne måske minimeres ved at viderebygge<br />

på systemet. Det er ikke hensigtsmæssigt <strong>for</strong> brugeren, at dioderækken lyser,<br />

allerede før elektroder er blevet påført patienten, <strong>og</strong> <strong>for</strong>søget dermed er begyndt. Dette<br />

skyldes højst sandsynlig støj, <strong>og</strong> kunne måske minimeres ved at teste i et mindre støjfyldt<br />

lokale, <strong>og</strong> ved at bygge kredsløbet på en PCB, uden løse ledninger. Desuden kunne<br />

der tilføjes en switch, der først tændte, når første skridt var registreret i systemet.<br />

Ydermere vidste testen, at placeringen af overfladeelektroderne er afgørende <strong>for</strong> et præcist<br />

<strong>og</strong> overensstemmende signal med samme signalstørrelse fra gang til anden. Ved at<br />

gøre det nemmere at placere elektroderne på præcist samme sted mellem <strong>for</strong>søgene, ville<br />

resultaterne være mere valide. Dette kunne opnås ved at benytte sig af andre metoder,<br />

f.eks. af en lang “sok”, hvor elektroderne <strong>og</strong> fodsensor ville være indbygget i. Derved<br />

ville problemer med den vertikale placering være løst. Desuden kunne det måske være<br />

hensigtsmæssigt at benytte sig af flere, eller større elektroder på musklen (TA), <strong>for</strong> igen<br />

at have et større muskelsignal, at sammenligne <strong>og</strong> følge over tid.<br />

Ved den næste udgave af systemet, ville det være <strong>for</strong>nuftigt, at benytte sig af trådløs<br />

overførsel EMG-signal mellem patienten <strong>og</strong> opsamlingsapparaturet. Dette kan give en<br />

mere let <strong>og</strong> realistisk øvelse af normal gangrehabilitering <strong>for</strong> apopleksipatienten, da de<br />

nuværende ledninger let kommer til gene <strong>for</strong> <strong>for</strong>søgspersonen. Der skal <strong>og</strong>så tages hensyn<br />

til et mindre <strong>for</strong>stærkningsområde. Den variabilitet <strong>for</strong>stærkning viste sig at være<br />

meget upræcist <strong>for</strong> kalibrering <strong>og</strong> sammenligning af begge ben. I næste udgave kan den<br />

variable <strong>for</strong>stærkning blive yderligere inskrækket, finjusteret <strong>og</strong> indstillinger mere præ-


5.2 Perspektivering 89<br />

cis, fx. ved at sætte tal på knappen. Således kan brugeren se hvor meget <strong>for</strong>stærkning,<br />

der bliver brugt. Derved undgås, at <strong>for</strong>stærkningen på benen bliver ujævn i <strong>for</strong>hold til<br />

sammenligning af EMG signaler. Desuden kan diodedisplayet blive udført med flere eller<br />

få dioder, som ændrer, hvor præcist sammenligningen kan være. For hver ekstra diode<br />

bliver spændingsniveaut på komporatoren mindre, dvs. isted <strong>for</strong> 3V/10dioder = 0, 3V<br />

spændingsændring på hver diode. Kan det blive, 3V/15dioder = 0, 2V spændingsændring<br />

som hver diode kræver til at lyse. Den mængde af dioder som er brugt til diodedisplayet,<br />

bestemmes af hvor præcis sammeligning skal laveres, flere <strong>for</strong> mere præcis, eller færre til<br />

mindre præcis sammenligning.<br />

Da <strong>for</strong>målet med diodedisplayet er, at det altid skal være i synsfeltet <strong>for</strong> at give “real time”<br />

feedback kan dioderne implemeteres i en anden løsning, f.eks. i et “brilledisplay”, som<br />

patienten kan påtage under øvelsen eller et fast diodedisplay på en løbebånd(“treadmill”).<br />

Disse kan <strong>og</strong>så gøres uafhængige af ledninger, ved ligeledes at benytte sig af trådløs kommunikation.<br />

Fodsensorsystemet var et separat system, som alternativt kunne blive integreret i et<br />

samlet anal<strong>og</strong>t kredsløb, med fodkontakterne <strong>for</strong>bundet trådløst til systemet.<br />

Inden det endelige system skal bygges, skulle det desuden testes på apopleksipatienter,<br />

frem <strong>for</strong> på raske personer, <strong>for</strong> at opnå en mere optimal systemdesign f.eks. med reviderede<br />

værdier EMG-signaler.<br />

Under test<strong>for</strong>søgene i laboratoriet blev det konstateret, at der var et relativt stort strøm<strong>for</strong>brug,<br />

set i <strong>for</strong>hold batteriernes levetid. Dette kunne sandsynligvis nedsættes betydeligt,<br />

ved at tage mere hensyn til strøm<strong>for</strong>brug i systemdesign <strong>og</strong> valget af komponenter.<br />

Der kunne tilføjes et kredsløb, der viser batterikapaciteten, så man kunne skifte batterierne<br />

allerede før de nåede ned under den nødvendige spænding. Dette ville betyde, at<br />

man kunne udgå, at systemet slukker under et <strong>for</strong>søg.<br />

Man kunne desuden indbygge den “anal<strong>og</strong> til digital” ADC-convetering i det endelig<br />

system. Ved at undgå, at det ligger som et separat komponent mellem computeren <strong>og</strong><br />

systemet, hvilet igen reducerer antallet af lednigen <strong>og</strong> mulige fejltilkobling af brugeren.<br />

Pr<strong>og</strong>rammet blev lavet med den mulighed at optage EMG signal fra kun et ben. Men<br />

det kan være muligt at lave et udviklede udgave af pr<strong>og</strong>rammet hvor det skulle være<br />

muligt at optage fra begge ben på en live feedback-graf. Det giver brugeren flere muligheder<br />

<strong>for</strong> at sammenligne muskel aktivitet mellem benene. Det skal <strong>og</strong>så være muligt<br />

at ændre grafen således, at EMG signalet vises i samme farve som f.eks. dioderne, dvs.<br />

rødt, gul <strong>og</strong> grønt. Eller på den måde, at grafen viser EMG-signalet uden stop, da stan-


90 Afrunding<br />

cefacen <strong>og</strong> swingfacen i <strong>for</strong>skellige farver i <strong>for</strong>hold til fasen, vha. fodsensorerne. Desuden<br />

skulle pr<strong>og</strong>rammet måske selv sammenligne muskelaktiviteten over tid med flere muligheder<br />

<strong>for</strong> grafiske visninger i flere henseender. Dette kan minimere brugerens <strong>og</strong> dermed<br />

sundhedspersonalets tids<strong>for</strong>brug, som er <strong>for</strong>bundet med brugen af systemet.<br />

Systemet kunne desuden <strong>og</strong>så tage hensyn til muskelaktiviteten i flere muskler <strong>og</strong> muskelgrupper,<br />

<strong>og</strong> give muligheden <strong>for</strong> computeren på den baggrund kunne designe en<br />

tilrettelagt genoptræningspr<strong>og</strong>ram <strong>for</strong> patienten. Dette ville i høj grad lette terapeutens<br />

arbejde <strong>og</strong> effektivisere, samt motivere patientens rehabilitering samtidigt.<br />

I det samlede system skal der være implementeret en “galvaniske adskillelse” mellem patienten<br />

<strong>og</strong> el-nettet <strong>for</strong> at opnå maximale el-sikkerhed, hvilket selvfølgelig skal opfylde<br />

alle de <strong>for</strong>ventede <strong>og</strong> lovmæssige sikkerhedskrav, der gælder <strong>for</strong> biomedicinsk udstyr. Ved<br />

at implementere den galvaniske adskillelse inde i det samlede system, bliver risikoen <strong>for</strong><br />

en fejl, med hensyn til sikkerhed, væsenligt nedsat.<br />

Som det sidste kan alle de mulige <strong>for</strong>bedringer ses i nedenstående liste:<br />

- Støj skal indskrænkes mest muligt: switch der afbryder systemet ved manglende<br />

reference elektrode, støjfrit område eller få ledninger<br />

- Elektrode-placering kan <strong>for</strong>bedres med placering altid på samme sted.<br />

- Bygge systemet på et PCB med indbyggede ADC, fodsensor <strong>og</strong> galvanisk adskillelse,<br />

<strong>for</strong> at have færrest mulige ledninger.<br />

- Trådløs <strong>for</strong>bindelse mellem computeren <strong>og</strong> systemet, muskler <strong>og</strong> system.<br />

- Bygge et bedre diodedisplay, f.eks. i et brille eller i <strong>for</strong>bindelse med et løbebånd.<br />

- Lave flere system-test med apopleksipatienter <strong>og</strong> få kommentar til <strong>for</strong>bedring af<br />

systemet.<br />

- Tage mere hensyn til strøm<strong>for</strong>brug <strong>og</strong> indbygge et lys, som viser når der er brug<br />

<strong>for</strong> et nyt batteri.<br />

- Udvikle computerpr<strong>og</strong>ram med flere sammenlignings valgmuligheder, med farver<br />

<strong>og</strong> optagelse af begge ben på et live graf.<br />

- Den fysiske ud<strong>for</strong>mnig: systemet skal være robust, veje mindst muligt <strong>og</strong> være let<br />

at <strong>for</strong>stå


Litteratur<br />

“Anal<strong>og</strong> Devices” (2000). “Low Cost, Low Power Instrumentation Amplifier, AMP04”.<br />

G. Andersen, et al. (2007). ‘Apopleksi - en akut sygdom’. Ugeskrift <strong>for</strong> læger<br />

169(40):3367.<br />

A. S. Aruin, et al. (2003). ‘Base of support feedback in gait rehabilitation’. International<br />

Journal of Rehabilitation Research 26:309–312.<br />

F. Correa, et al. (2005). ‘Muscle activity during gait following stroke’. Arq Neuropsiquiatr<br />

847-851.<br />

S. Coupaud, et al. (2009). ‘Muscle and bone adaptations after treadmill training in<br />

incomplete Spinal Cord Injury: a case study using peripheral Queantative Computed<br />

Tom<strong>og</strong>rahpy’. J. Musculoskeletal Neuronal Interact. 9(4):288–297.<br />

D. Damiano & S. DeJong (2009). ‘A systematic review of the effectiveness of treadmill<br />

training and body weight support in pediatric rehabilitation’. J. Neurol. Phys. Therapy<br />

33(1).<br />

DATEL (år ukendt). “Low Cost Monolithic Sample-Hold SHM-LM-2”.<br />

P. M. Davies (2008). “Skridt For Skridt: En Vejledning I Behandling Af Voksne Hemiplegikere”.<br />

Munksgaard Danmark.<br />

“Den sociale portal” (nd). “‘Når alting bliver vendt på hovedet”’.<br />

B. Furie & B. C. Furie (2008). ‘Mechanisms Of Thrombus Formation - Mechanisms of<br />

disease’. The New England Journal of Medicine 359(9):938–949.<br />

91


92 LITTERATUR<br />

L. Giangregorio, et al. (2009). ‘Body weight-supported treadmill training <strong>for</strong> patients<br />

with hip fracture: a feasibility study’. Arch. Phys. Medical Rehabilitation 90(12):2125–<br />

2130.<br />

G. Gillen & A. Burkhardt (2004). “Stroke Rehabilitation: A Function-Based Approach”.<br />

Mosby.<br />

E. A. Giraldo (2007). “‘Stroke(CVA)”’. “The Merck manuals - Online Medical Library”.<br />

M. Glanz, et al. (1997). ‘Biofeedback therapy in stroke rehabilitation: a review’. Journal<br />

of The Royal Society of Medicine 90:780–786.<br />

“Hjernesagen” (2006). “‘Apopleksi”’. “Lands<strong>for</strong>eningen <strong>for</strong> mennesker ramt af blodprop<br />

eller blødning i hjernen”.<br />

P. Konrad (2005). “The ABC of EMG”, A Practical Introduction to kinesiol<strong>og</strong>ical Electromy<strong>og</strong>raphy.<br />

Noraxon INC, USA.<br />

T. Kugelstadt (2008). “Active Filter Design Techniques”.<br />

A. Lamontagne, et al. (2007). ‘Physiol<strong>og</strong>ical evaluation of gait disturbances post stroke’.<br />

Elsevier (2007) 717?729.<br />

R. Mancini (2002). “Op Amps For Everyone”.<br />

I. Marinkovic, et al. (2009). ‘Decompressive craniectomy <strong>for</strong> intracerebral hemorrhage’.<br />

Neurosurgery 65(4):780–786.<br />

F. H. Martini (2004). “Fundamentals of Anatomy & Physiol<strong>og</strong>y”. Benjamin Cummings,<br />

6.-8. udgave.<br />

“Medline Plus” (????). “‘Medical Encyclopedia”’.<br />

R. Merletti & P. A. Parker (2004). “Electromy<strong>og</strong>raphy”, Physiol<strong>og</strong>y, Engineering, and<br />

Noninvasive Applications. IEEE, Wiley Interscience.<br />

R. Montoya, et al. (1994). ‘Step-length biofeedback deviec <strong>for</strong> walk rehabilitation’. Medical<br />

and Biol<strong>og</strong>y Engineering and Computing 34:416–420.<br />

“National <strong>Institut</strong>e of Neurol<strong>og</strong>ical Disorders and Stroke” (2009). “‘Post-Stroke Rehabilitation<br />

Fact Sheet”’.<br />

National Instruments (2007). “User Guide And Specifications”.<br />

National Semiconductor (2000). “LM3914 Dot/Bar Display Driver”.<br />

“Neurofysioterapien” (nd). “‘Vægtaflastet løbebåndstræning”’.


LITTERATUR 93<br />

S. J. Olney & C. Richards (1996). ‘Hemiparetic gait following stroke. Part I: Characteristics’.<br />

Elsevier (1996)136-148.<br />

K. K. Patterson, et al. (2009). ‘Evaluation of gait symmetry after stroke: A comparison<br />

of current methods and recommendations <strong>for</strong> standardization’. Elsevier .<br />

P. M. Pedersen & T. S. Olsen (2007). ‘Rehabilitering af patienter med apopleksi’. Ugeskrift<br />

<strong>for</strong> læger 169(40):3398.<br />

J. Perry (1992). “Gait analyse, normal and Pathol<strong>og</strong>ical Function”. Slack, 1. udgave.<br />

H. Peterson, et al. (1996). ‘Auditory feedback regulation of perturbed stance in stroke<br />

patients.’. Scandinavian Journal Of Rehabilitation Medicine 28:217–223.<br />

S. Quasthoff (2009). ‘Grundlagen der EMG Untersuchung, Das Neurophysiol<strong>og</strong>ie Labor’.<br />

Das Neurophysiol<strong>og</strong>ie Labor pp. 1–27.<br />

Rigshospitalet (2009). “‘EMG - Klinik Neurofysiol<strong>og</strong>isk Klinik”’. “Info om EMG - elektromy<strong>og</strong>rafi”.<br />

“Royal Buckinghamshire Hospital” (nd). “‘Stroke, head injury & neurol<strong>og</strong>ical rehabilitation”’.<br />

M. A. Schleenbaker RE (1993). ‘Electromyobiofeedback <strong>for</strong> neuromuscular reeducation<br />

in the hemiplegi stroke patient: a metanalysis’. Arch. Phys. Medical Rehabilitation<br />

74:1301–1304.<br />

A. S. Sedra & K. C. Smith (2004). “Microelectronic Circuits”. Ox<strong>for</strong>d University Press,<br />

5. Edition.<br />

“Selsakbet Danske Neuropsykol<strong>og</strong>erl” (1998). “‘Apopleksi”’.<br />

H. B. Skinner (2000). “Current diagnosis & treatment in orthopedics”. the McGraw-Hil<br />

company, 3. udgave.<br />

B. S. Spivack (1995). “Evaluation and management of Gait disorders”. Marcel Dekker.<br />

“Sundhedsguiden” (2009). “‘Apopleksi - blodprop eller blødning i hjernen”’.<br />

“Sygehus Vendsyssel” (2009). “‘Patientin<strong>for</strong>mation på Brønderslev Neurorehabiliteringscenter”’.<br />

M. Trew & T. Everett (2005). “Human Movement”. Elsevier, 5. udgave.<br />

VARTA (2002). “Data sheet <strong>for</strong> VARTA 4022 E battery”.<br />

“Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade” (2009a). “‘Apopleksi”’.


94 LITTERATUR<br />

“Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade” (2009b). “‘Fysisk aktivitet efter Apoplexi”’.<br />

“Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade” (nd). “‘Videnscenter <strong>for</strong> Hjerneskade”’.<br />

C. Walker, et al. (2000). ‘Use of visual feedback in retraining balance following acute<br />

stroke.’. Physical Therapy 80:886–895.<br />

J. G. Webster (2004). “Bioinstrumentation”. John Wiley & Sons Inc., 1. Edition.<br />

J. G. Webster (2009). “Medical Instrumentation: Application And Design”. John Wiley<br />

& Sons Inc., 4. Edition.<br />

C. Winesteen (1991). ‘Knowledge of results and motor learning - implications <strong>for</strong> physical<br />

therapy.’. Physical Therapy 71:140–149.<br />

S. Wolf & R. F. M. Smith (2004). “Student Reference Manual <strong>for</strong> Electronic Instrumentation<br />

Laboratories ”. Pearson Prentice Hall.


6.1 Pilot<strong>for</strong>søg<br />

Pilot<strong>for</strong>søget blev udført på mandag, den 26. oktober.<br />

Formål:<br />

- At optage et råt EMG signal fra Tibialis Anterior<br />

- At kunne identificere det relevante signalområde <strong>og</strong> eventuelt støj<br />

- At teste valget af elektroder <strong>og</strong> deres placeringer<br />

KAPITEL 6<br />

Bilag<br />

- At karakterisere muskelaktiviteten i <strong>for</strong> en rask <strong>for</strong>søgsperson i Tibialis Anterior<br />

under en gancyklus<br />

Materialler:<br />

Der blev brugt tre elektroder <strong>for</strong> at optage signalet fra benet. Elektrode typen var<br />

Kendall Q-Trace 5400 Ag/AgCl. Der skal bruges klips som <strong>for</strong>binder elektroderne til<br />

ledningerne. Signalet blev derefter <strong>for</strong>stærket ved hjælp af en variabel <strong>for</strong>stærkerboks.<br />

Som anal<strong>og</strong> til digital convarter blev der brugt NI-6009 af Texas Instruments. Data blev<br />

derefter lagret på en bærbar computer.<br />

Forsøgets <strong>for</strong>løb:<br />

95


96 Bilag<br />

Forsøgspersonen var en mand på 22 år, med ingen historik af nerve– eller muskelskader<br />

på benet, der blev målt på.<br />

Forsøgspersonen havde to elektroder palceret på midten af Tibialis Anterior musklen,<br />

cirka 2 cm fra hinanden. Der brugtes en reference elektrode på siden af knæet, da det<br />

var et sted med lidt muskel aktivitet under huden. Alle steder under elektroderne blev<br />

barberet <strong>og</strong> renset med alkohol <strong>for</strong> at øge kontakten med huden <strong>og</strong> nedsætte støj.<br />

Forsøgspersonen skulle udføre løftninger af foden i stående stilling i 10 s. Dette svarer<br />

egentlig til at udføre dorsifleksion ved hjælp af Tibialis Anterior, som man ville gøre<br />

under gangen. Samplingsfrekvensen blev sat til 2000 Hz. Signalet blev <strong>for</strong>stærket 1000<br />

gange <strong>og</strong> ingen filtrering blev brugt. Det optagede signal kan ses på figur 6.1.<br />

Figur 6.1: Det optagede rå EMG signal fra Tibialis Anterior.<br />

6.1.1 Signalanalyse<br />

Da data fra pilot<strong>for</strong>søget var ufiltreret, kan det godt bruges til at identificere det praktiske<br />

EMG signal frekvensområde <strong>og</strong> eventuelt støj. Dette kan bruges videre til at afgøre<br />

karakteristika <strong>for</strong> filtrene, som vil bruges i dette projekt. For at identificere eventuel<br />

støj i optagelsen, blev data fra pilot<strong>for</strong>søget brugt til at lave en frekvensanalyse. Udefra<br />

frekvensanalyse, kan man vurdere, hvilke frekvenser skal frasorteres. For at sørge <strong>for</strong> at<br />

signalet behandles i det endelige <strong>for</strong>m, <strong>og</strong> at filtrene vil fungere korrekt selv med det<br />

højeste <strong>for</strong>stærkning, blev data fra pilot<strong>for</strong>søget ganget med en faktor 24, <strong>for</strong> at simulere<br />

det højetste mulige <strong>for</strong>stærkning i dette projekt - 24000 (jf. ligning 3.1).<br />

Resultaterne af et maksimalt <strong>for</strong>stærket signal (med gain på 24000) fra analysen vises<br />

på figur 6.2.


6.1 Pilot<strong>for</strong>søg 97<br />

Figur 6.2: Grafen <strong>for</strong> EMG signalets frekvensanalyse.<br />

Det vurderes udefra figur 6.2, at det relevante signal ligger under 300 Hz. Det kan <strong>og</strong>så<br />

ses, at der findes en del dc støj ved 0 Hz, <strong>og</strong> en del støj ved 900 Hz. Der er der<strong>for</strong> brug<br />

<strong>for</strong> et båndpasfiltersystem, som udgøres af et lavpasfilter <strong>og</strong> et højpasfilter.<br />

For at sikre, at støjet fjernes helt, skal dets amplitude dæmpes ned under den minimale<br />

spændingsværdi, som anal<strong>og</strong>- til digital-converter (ADC) kan optage. NI-6009 ADC<br />

instrumentet indstilles til at optage signaler på ±5V (10Vpeak−peak) med 13 bit (som<br />

“Differential”) (National Instruments, 2007). Det laveste spændingstrin (Least Significant<br />

Bit) den kan optage er der<strong>for</strong>:<br />

1LSB = Vpp<br />

2bits 10<br />

=<br />

− 1 213 = 0, 00122V = 1, 22mV (6.1)<br />

− 1<br />

Det betyder, at alt, som ligger under 1, 22mV , vil blive betragtet som 0mV . Filtrene<br />

skal der<strong>for</strong> dæmpe støjet til niveauet under 1, 22mV .<br />

Beregning af lavpasdæmpningen<br />

Figur 6.2 viser en del fremtrædende støj omkring 900 Hz. Det afgøres, at lavpasfiltrets<br />

stopbåndstærskel, ωs (vist på figur 3.9), skal ligge på 800 Hz, <strong>for</strong> at give rum til eventuelle<br />

afvigelser på 100 Hz. Pasbåndstærsklen, ωp, blev fastlagt til 300 Hz. Den minimale<br />

dæmpning i transitionsbåndet (Amin på figur 3.9) beregnes ved hjælp af følgende overvejelser.


98 Bilag<br />

Amplituden af støjet liggende ved 900 Hz findes ved at aflæse den største amplitude<br />

af takkerne ved 900 Hz på figur 6.2. Den findes til at være 13, 6mV .<br />

T (t) = 1LSB<br />

v900Hz<br />

= 1, 22mV<br />

13, 6mV<br />

Det betyder, at Amin skal være:<br />

= 0, 0897 (6.2)<br />

Amin = −20l<strong>og</strong>10|T | = −20l<strong>og</strong>10(0, 0897) ≈ 21dB (6.3)<br />

Beregning af højpasdæmpningen<br />

Da højpasfiltret skal fjerne dc støjet ved 0 Hz, sættes pasbåndstærsklen, ωp, i 5 Hz.<br />

Stopbåndstærsklen, ωs, sættes ved 0,5 Hz. Amin beregnes ved hjælp af samme metode,<br />

som ved lavpasfiltret.<br />

Amplituden af dc støjet findes på figur 6.2 til at være 106mV .<br />

T (t) = 1LSB<br />

v0Hz<br />

= 1, 22mV<br />

106mV<br />

Det betyder, at Amin skal være:<br />

= 0, 046 (6.4)<br />

Amin = −20l<strong>og</strong>10|T | = −20l<strong>og</strong>10(0, 046) ≈ 39dB (6.5)


6.2 Oversigt over gangcyklus 99<br />

6.2 Oversigt over gangcyklus<br />

Figur 6.3: Tabel af muskelaktiviteten i benene over én gangcyklus. De stiplede linier viser<br />

excentrisk muskelaktivitet, mens de sammenhængende linier viser koncentrisk muskelaktivitet(Skinner,<br />

2000)


100 Bilag<br />

6.3 Teori om det anal<strong>og</strong>e kredsløb<br />

I dette afsnit vil der gennemgåes n<strong>og</strong>et af teorien bag det anal<strong>og</strong>e kredsløb, <strong>for</strong> at belyse<br />

n<strong>og</strong>le af de valg, der er blevet <strong>for</strong>taget i systemdesign mm.<br />

6.3.1 Signal<strong>for</strong>stærkning med OPAMP<br />

De følgende afsnit vil gøre rede <strong>for</strong> “Operations<strong>for</strong>stærkers egenskaber” <strong>og</strong> den ideel operations<strong>for</strong>stærker.<br />

Når der optages biol<strong>og</strong>iske signaler fra kroppen, vil disse altid være ganske små i størrelsen<br />

af mV eller mindre, <strong>og</strong> <strong>for</strong> at disse kan bruges i n<strong>og</strong>le videre henseender, er det<br />

nødvendig med en <strong>for</strong>m <strong>for</strong> signal<strong>for</strong>stærkning. For muskelsignaler EMG måles der typisk<br />

i området 0,1-5 mV, når der måles med elektroder på kroppen. Til sammenligning<br />

er hjerne- <strong>og</strong> nervesignaler (EKG <strong>og</strong> EN) helt nede i µV -området, altså en faktor 1000<br />

lavere.(Webster, 2009) Dette gør EMG-signaler lidt nemmere at arbejde med, men en<br />

ca. faktor 1000-100.000 <strong>for</strong>stærkning ønskes stadig <strong>for</strong> at arbejde i V, frem <strong>for</strong> mV eller<br />

µV . Denne <strong>for</strong>øgelse i spænding opnåes ved at benytte sig af operations<strong>for</strong>stærkere, som<br />

implementeres i kredsløbet.<br />

Dette kan gøres ud fra 2 overordnet principper:<br />

• Inverterende <strong>for</strong>stærkning<br />

• Ikke-inverterende <strong>for</strong>stærkning<br />

Helt overordnet er <strong>for</strong>stærkningen er givet udfra <strong>for</strong>holdet af mellem Inputspændingen<br />

<strong>og</strong> Outputspændingen:<br />

G = VOUT<br />

VIN<br />

Generelt er det nemmest at <strong>for</strong>stå den ”ideele<br />

operations<strong>for</strong>stærker”, før der vælges typen<br />

af <strong>for</strong>stærker. Der<strong>for</strong> må det beskrives, hvad<br />

der karakterisere en operations<strong>for</strong>stærker eller<br />

”OpAmp”, mht. spænding, strøm, impedans <strong>og</strong><br />

<strong>for</strong>stærkning, <strong>og</strong> hvordan denne tegnes. Denne<br />

ideelle OpAmp ses på figur 6.4.<br />

Som det ses på figur 6.4, så er inputstrømmen<br />

igennem OpAmp’en lig 0, mens inputimpedansen<br />

mellem de to poler uendelig. Der<strong>for</strong> tales<br />

der her <strong>og</strong>så om "Vituel grund"mellem de to<br />

Figur 6.4: Den “ideele operations<strong>for</strong>stærker”<br />

(Mancini, 2002)


6.3 Teori om det anal<strong>og</strong>e kredsløb 101<br />

inputpoler: VE = 0.<br />

På output siden er impedansen mellem VOUT <strong>og</strong> ground lig 0, <strong>og</strong> endelig siges <strong>for</strong>stærkningen<br />

a (Gain), at være uendelig. Disse egenskaber sammenfattes i nedstående tabel<br />

6.1.<br />

Parameter Parameter symbol Værdi<br />

Input strøm IIN 0<br />

Input offset spænding VOS 0<br />

Input impedans ZIN ∞<br />

Output impedans ZOUT 0<br />

Gain a ∞<br />

Tabel 6.1: Egenskaber <strong>for</strong> den ”Ideele operations<strong>for</strong>stærker”<br />

Desværre er ingen af de <strong>for</strong>uddefinerede karaktaristika 100% sande, men der kan med god<br />

tilnærmelse godt gøre brug af oplysningerne. Der vil i <strong>for</strong>bindelse med EMG-signalet ikke<br />

være den store <strong>for</strong>skel om regnede på OpAmp’en som ikke-ideel. Derpå vil der gennemgåes<br />

de to <strong>for</strong>skellige <strong>for</strong>stærkningstyper.<br />

For at kunne vælge typen af <strong>for</strong>stærker gennemgåes de to typer “Den Ikke-inverterende<br />

<strong>for</strong>stærker” <strong>og</strong> “Den Inverterende <strong>for</strong>stærker”.<br />

Den Ikke-inverterende Forstærkning<br />

Den “Ikke-inverterende <strong>for</strong>stærkning” er karakteriseret ved, at inputsignalet er koblet på<br />

operations<strong>for</strong>stærkerens positive input, <strong>og</strong> den negative input er <strong>for</strong>bundet til outputsignalet<br />

gennem en modstand RF . Outputsignalet er desuden <strong>og</strong>så <strong>for</strong>bundet til jord<br />

gennem to serie<strong>for</strong>bundne modstande RF <strong>og</strong> RG. Forstærkningen ændrer således ikke på<br />

signalet, men kun størrelse af amplituden, deraf navnet. Denne type <strong>for</strong>stærkning ses på<br />

figur 6.5.<br />

For at finde frem til <strong>for</strong>stærkning, ses først på<br />

inputsiden. Da der er uendelig inputimpedans<br />

vides at VOS = VE = 0, så er der samme inputspænding<br />

på begge poler. Vha. Kirchkoff spændingslov<br />

KVL, kan der findes <strong>for</strong>holdet mellem<br />

VIN <strong>og</strong> VOUT :<br />

RG<br />

VIN = VOUT<br />

RG + RF<br />

VOUT<br />

VIN<br />

= RG + RF<br />

RG<br />

= 1 + RF<br />

RG<br />

(6.6)<br />

Figur 6.5: Den ikke-inverterende operations<strong>for</strong>stærke<br />

(Mancini, 2002)


102 Bilag<br />

Som det ses, er den mindste <strong>for</strong>stærkning, når RG bliver stor, i <strong>for</strong>hold til RF . Da bliver<br />

gainet a ≈ 1 (dvs. stadig positiv <strong>for</strong>stærkning), <strong>og</strong> den største <strong>for</strong>stærkning er når RF<br />

bliver stor i <strong>for</strong>hold til RG, da er a ≈ +∞. (ideel set) (Mancini, 2002)<br />

Den Inverterende <strong>for</strong>stærkning<br />

Den Inverterende <strong>for</strong>stærkning er karakteriseret ved, at inputsignalet går igennem en<br />

modstand RG <strong>og</strong> videre ind i OpAmp’ens minuspol. Desuden er minuspolen videre <strong>for</strong>bundet<br />

til outputsignalet gennem modstanden RF . Således er operations<strong>for</strong>stærkerens<br />

pluspol direkte <strong>for</strong>bundet med jord. Den generelle egenskab <strong>for</strong> denne <strong>for</strong>stærkning er,<br />

at outputsignalet bliver "vendt"eller inverteret <strong>og</strong> <strong>for</strong>stærkning kan være både positiv <strong>og</strong><br />

negativ. En figur af denne kobling ses på 6.6.<br />

For at finde frem til Den Inverterende <strong>for</strong>stærkning,<br />

ses først på inputsignalet. Da der ikke<br />

er strøm gennem OpAmp’en på grund af inputimpedans<br />

vides„ at IB = 0. Udfra Kirchoff’s<br />

strømlov KLC, så kan <strong>for</strong>hold mellem<br />

inputspændingen <strong>og</strong> outputspændingen (VIN<br />

<strong>og</strong> VOUT ) gainet, bestemmes som:<br />

I1 = VIN<br />

RG<br />

VOUT<br />

VIN<br />

= −I2 = − VOUT<br />

RF<br />

= − RF<br />

RG<br />

Figur 6.6: Den Inverterende operations<strong>for</strong>stærker<br />

(Mancini, 2002)<br />

(6.7)<br />

Det kan ses på ligningen <strong>for</strong> <strong>for</strong>stærkningen, at den er inverterende, dvs. at den vender<br />

amplituden, <strong>og</strong> at gain (a = ) kan være: 0 < a < −∞ (ideel set).<br />

V OUT<br />

VIN

Hooray! Your file is uploaded and ready to be published.

Saved successfully!

Ooh no, something went wrong!