Institut for Sundhedsvidenskab og Teknologi - VBN - Aalborg ...
Institut for Sundhedsvidenskab og Teknologi - VBN - Aalborg ...
Institut for Sundhedsvidenskab og Teknologi - VBN - Aalborg ...
Create successful ePaper yourself
Turn your PDF publications into a flip-book with our unique Google optimized e-Paper software.
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