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

Anders Elgaard Kristensen 

Jón Ingi Bergsteinsson 

Piotr Plocharski 

Ásdís Blöndal 

3. Semester, efterår 2009 

Gruppe 373, Sundhedsteknologi 

Elektromyografisk feedbacksystem til 

brug under rehabilitering af 

apopleksipatienter med dropfod

Institut for Sundhedsvidenskab og Teknologi 

http://www.hst.aau.dk/ 

Titel: 

Elektromyografisk feedbacksystem 

til brug under 

rehabilitering af apopleksipatienter 

med dropfod 

Tema: Opsamling og præsentation 

af biologiske signaler 

Projektperiode: 

P3, efterårssemesteret 2009 

2. september til 18. december 

Projektgruppe: Gruppe 373 

Gruppemedlemmer: 

Jón Ingi Bergsteinsson 

Ásdís Blöndal 

Anders Elgaard Kristensen 

Piotr Plocharski 

Vejledere: 

Erika Spaich 

John Hansen 

Oplagstal: 6 

Rapport sideantal: 103 

Appendiks sideantal: 10 

Total sideantal: 113 

SYNOPSIS: 

Denne rapport omhandler problematikken 

omkring rehabilitering af apopleksipatienter, 

som har fået hemiplegi. Projektet er 

et forsøg på at designe og fremstille et biofeedbacksystem, 

som kan hjælpe ved rehabilitering 

af patienter med dropfod, dvs. 

hæmmede i evnen til at kunne løfte foden 

under gang. 

Der bliver registeretet EMG-signaler fra 

Tibialis Anterior, musklen som bruges til 

at løfte foden under swingfasen. Denne 

muskelregistrering sker for begge ben, for 

at sammenligne dropfoden og “den raske 

fod”, og ligeledes sættes en tryksensor under 

patientens hæle. Dette gøres for at 

kunne følge gangens faser. Der blev lavet 

en prototype bestående af et analogt biofeedbackkredsløb, 

der sammenligner EMGsignaler 

“real time” for hvert ben på en dioderække 

optaget ifm. swingfasen. Desuden 

designes et computerprogram for digital dataopsamling 

og -behandling, der giver mulighed 

for at gemme og visualisere patientens 

EMG-aktivitet. 

Systemet blev succesfuldt testet, først blokvis, 

jf. egenskaber og kravspecifikationer fra 

systembeskrivelsen. Herefter blev systemet 

ligeledes testet succesfuldt som “samlede system”, 

både med den analoge- og den digitale 

del, dette skete endvidere med uafhængige 

personer uden for gruppen. Det vurderes, 

at det samlede bio-feedbacksystem 

kan være virksomt ifm. genoptræning af 

fremtidens hemiplegikere. I perspektiveringen 

foreslås der yderligere systemforbedringer, 

som f.eks. trådløs dataoverføring og videreudvikling 

af software. 

Rapportens indhold er frit tilgængeligt, men offentliggørelse (med kildeangivelse) må kun ske 

efter aftale med forfatterne.

Forord 

Rapporten er et 3. semester projekt, udarbejdet af en gruppe studerende i projektgruppe 

373 på Sundhedsteknologi på Civilingeniøruddannelsen ved Aalborg Universitets 

Ingeniør-, Natur- og Sundhedsvidenskabelige fakultet. Projektet blev udarbejdet i perioden 

fra den 2. september til den 18. december 2009 under det overordnede tema 

“Opsamling og præsentation af biologiske signaler”. 

Rapportens målgruppe er vejledere tilknyttet Aalborg Universitet, medstuderende på 

Sundhedsteknologi, samt andre interesserede inden for sundheds- og rehabiliteringsområdet. 

Kildehenvisninger i rapporten blev lavet i overensstemmelse med Harvard-metoden, hvor 

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

findes i Litteraturlisten på side 94.

Indholdsfortegnelse 

Forord V 

Indholdsfortegnelse IX 

1 Indledning 1 

2 Problemanalyse 3 

2.1 Apopleksi . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3 

2.2 Rehabilitering efter hjerneblødning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6 

2.3 Intro til biologisk feedback . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9 

2.4 Elektroder og EMG-signaler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10 

2.4.1 EMG-signaler . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11 

2.4.2 Elektroder . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13 

2.4.3 Analyse af EMG-kurver . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15 

2.5 Analyse af almindelig gangfunktion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16 

2.6 Aktive muskler under almindelig gangcyklus . . . . . . . . . . . . . . . . . 19 

2.7 Gangproblemer for apopleksipatienter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21 

2.7.1 Problemer med Dropfod . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 23 

2.8 Endelig problemstilling og problemafgrænsning . . . . . . . . . . . . . . . 24 

2.8.1 Endelig problemformulering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24 

2.8.2 Problemafgrænsning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25 

VII

VIII INDHOLDSFORTEGNELSE 

3 Problemløsning 26 

3.1 Systembeskrivelse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26 

3.1.1 Systemets funktionalitet . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 

3.1.2 Systemets opbygning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27 

3.1.3 Systemets bruger . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29 

3.2 Kravspecifikationer . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 

3.2.1 Signalforstærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30 

3.2.2 Signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33 

3.2.3 Ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33 

3.2.4 Integrator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34 

3.2.5 Sample and hold . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 35 

3.2.6 Komparator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36 

3.2.7 Diodedisplay . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 36 

3.2.8 Computerbrugerfladen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 

3.2.9 Spændingsforsyning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 

3.3 Systemdesign og simulering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39 

3.3.1 Design af signalforstærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39 

3.3.2 Simulering af signalforstærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42 

3.3.3 Design af signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43 

3.3.4 Simulering af signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47 

3.3.5 Design af ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49 

3.3.6 Simulering af ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 50 

3.3.7 Design af integratoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51 

3.3.8 Simulering af integratoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 52 


3.3.10 Komparator . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 54 

3.3.11 Computerbrugerfladen og diodedisplay . . . . . . . . . . . . . . . . 56 


3.4 Implementering og test . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58 

3.4.1 Signalforstærkning . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 58 

3.4.2 Signalfiltrering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 62 

3.4.3 Ensretter . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 64 

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

INDHOLDSFORTEGNELSE IX 


3.4.6 Komparator og diodedisplay . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67 


3.4.8 Computervisning - Software . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 69 

3.5 Patientsikkerhed i forbindelse med instrumentet . . . . . . . . . . . . . . . 72 

4 Systemtest 75 

4.1 Test af det analoge kredsløb i laboratoriet . . . . . . . . . . . . . . . . . . 76 

4.1.1 Delkonklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78 

4.2 Test af det analoge kredsløb med EMG-signaler . . . . . . . . . . . . . . . 78 


4.3 Test af det “samlede system” med forsøgspersoner uden for gruppen . . . . 80 


4.4 Systemtest på “treadmill” . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83 


5 Afrunding 86 

5.1 Diskussion og konklusion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86 

5.2 Perspektivering . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 88 

Litteratur 94 

6 Bilag 95 

6.1 Pilotforsøg . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 95 

6.1.1 Signalanalyse . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 96 

6.2 Oversigt over gangcyklus . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99 

6.3 Teori om det analoge kredsløb . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100 

6.3.1 Signalforstærkning med OPAMP . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100

KAPITEL 1 

Indledning 

Koordination og kommunikation mellem hjernen og kroppen er afgørende i bevægelsen 

af vores krop. For mange mennesker er dette sammenspil en selvfølgelig del af hverdagen, 

som man ikke tænker på. Det tager mennesket mange år at træne og koordinere deres 

funktioner, og det er ikke før mennesket har brugt en stor del af sin barndom, at det kan 

gå og løbe sikkert. 

Sammenspillet, mellem hjernen og kroppens styring ved hjælp af nerveforbindelser, er 

meget skrøbelige. Selv de mindste skader på nervesystemet eller hjernen kan resultere 

i tabte funktioner, der er meget besværlige og tidskrævende at få tilbagevundet. En 

af de alvorligste sygdomme, der rammer mere end 10.000 danskere årligt, er apopleksi 

(blodprop i hjernen og hjerneblødning) (“Sundhedsguiden”, 2009; “Hjernesagen”, 2006; 

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

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

slagtilfælde og blodprop kan blandt andet forårsage halvsidigelammelser i kroppen, tetraplegi 

(alle fire lemmer lammes) og døden. I de mange tilfælde, hvor apopleksi rammer 

kun den ene halvside af hjernen (hemiplegi), kan det føre til forstyrrelse af bevægelsen, 

koordinationen og tabt af balancefunktionen, hvilket opleves i den anden del af kroppen(“Hjernesagen”, 

2006). 

En af de symptomer, som forårsages af hemiplegi, er dropfod. Dette medfører, at patienten 

ikke kan dorsiflexe (løfte) foden under gangs swingfase. Det giver patienter problemer 

med at blive selvhjulpne i forhold gang, idet skridtlængden, ganghastigheden og letheden 

bliver drastisk nedsat, som følge af dropfod(Davies, 2008). Der er dog muligt for 

apopleksipatienter at genoptræne deres gangfunktion, fordi det ikke er nerveforbindelser 

1

2 Indledning 

mellem hjernen og musklen, der er kommet til skade, men hjernen der har “glemt”, hvordan 

musklerne styres. Den raske del af hjernen, som ikke blev ramt af et slagtilfælde, 

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

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

et al., 1997), og undersøgelser vedrødende brug af biologisk feedback til rehabilitering 

har vist, at det kan give positive resultater, hvilket menes med bl.a. bedre og hurtigere 

genoptræning (Aruin et al., 2003; Montoya et al., 1994; Glanz et al., 1997; Walker et al., 

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

patienter og sundhedspersonale få en mere specifik information om, hvordan træningen 

forløber samt en umiddelbar respons fra de dele af kroppen, som trænes. 

Det er meget vigtigt for patienter, som rammes af apopleksi, at gå så tidligt som muligt 

i gang med rehabilitering, for at få flest mulige af de tabte funktioner tilbage. Desuden 

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

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

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

desuden også være en positiv motivation for patienter, hvis der forekommer nogle nye 

tekniske hjælpemiddler, som kan hjælpe patienten tidligt i genoptræningen (Montoya 

et al., 1994). 

Eksempler på hjælpemidler, som bliver brugt i dag som hjælp ved rehabilitering af gang, 

er f.eks. løbebånd og vægtaflestet løbebånd, som har givet gode resultater i forbedring 

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

nd; Coupaud et al., 2009; Damiano & DeJong, 2009). 

Dette første indblik i problematikken om apoplegikere og rehabilitering med fokus på 

gang, leder frem til en initierende problemformulering, der lyder: 

Hvilke problemer har apopleksipatienter, og hvordan kan man hjælpe disse under 

rehabilitering af gangfunktionen?

2.1 Apopleksi 

KAPITEL 2 

Problemanalyse 

Apopleksi er en fællesbetegnelse for en hjerneblødning og en blodprop i hjernen. De flest 

tilfælde af apopleksier skyldes blodpropper, og kun én af ti skyldes hjerneblødninger. 

Figur 2.1: Visning af hvordan intracerebral slagtilfælde 

rammer hjernenGiraldo 

(2007) 

3 

Ca. 10.000 mennesker rammes hvert år 

af en blodprop eller blødning i hjernen 

- hver syvende dansker(Andersen et al., 

2007). Blodprop i hjernen og hjerneblødning 

er den 3. hyppigste dødsårsag 

i Danmark (“Hjernesagen”, 2006; “Sundhedsguiden”, 

2009). Blødende slagtilfælde 

kan skyldes forskellige årsager, og de 

er grupperet efter placeringen af blodkar: 

“Intracerebral hemorrhage” (blødning 

i hjernen) og “Subarachnoid hemorrhage” 

(blødning i området mellem hjernen 

og det tynde væv, som omgiver hjernen). 

Blødende slagtilfælde skyldes oftest 

for højt blodtryk, som trykker arterievæggene, 

indtil de revner (Giraldo, 

2007).

4 Problemanalyse 

Andre årsager til blødende slagtilfælde inkluderer: (“Medline Plus”): 

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

sammen 

- Unormale forbindelser mellem arterier og vener, såsom en arteriovenøs misdannelse 

(arteriovenous malformation, AVM) 

- Kræft, der spreder sig til hjernen fra fjerntliggende organer såsom bryst, hud og 

skjoldbruskkirtlen 

- Cerebral amyloid angiopathy, en ophobning af amyloid protein inden arterievæggene 

i hjernen, som øger risikoen for blødning 

- Illegale stoffer, som kokain 

Blodpropslagtilfælde (Iskæmisk slagtilfælde) opstår når et blodkar, der leverer blod til 

hjernen, er blokeret af en blodprop. 

Dette kan ske på to måder: 

- En blodprop kan dannes i en arterie, 

der allerede er meget smal. Dette 

kaldes en blodprop. Hvis der er 

helt blokeret i arterien, kaldes det et 

“trombotiske slagtilfælde”. 

- En blodprop kan dannes flere steder 

i kroppen og rejse op til hjernen 

og blokere for en mindre arterie der. 

Dette kaldes også en blodprop. Det 

forårsager et “embolisk slagtilfælde”. 

Iskæmisk slagtilfælde kan skyldes en tilstoppede 

arterier, en tilstand kaldet aterosklerose. 

Dette kan påvirke blodkarrene 

i hjernen eller arterier i nakken, der giver 

blod til hjernen. Fedt, kolestrol og andre 

Figur 2.2: Figuren viser hvordan en blodprop 

forårsager iskæmisk slagtilfældeGiraldo 

(2007) 

stoffer, kan samle sig på væggen i arterier, og danner en klæbrig substans, kaldet plak. 

Over længere tid, bygges plakket op. Dette gør det ofte svært for blodet at strømme frit, 

hvilket kan forårsage, at blodet størkner.

2.1 Apopleksi 5 

Iskæmisk slagtilfælde kan også skyldes en blodprop, som dannes i hjertet. Disse blodpropper 

rejser med blodet og kan sidde fast i de små arterier i hjernen. Dette er kendt 

som en cerebral emboli. 

Visse lægemidler og medicinske forhold kan gøre blodet mere tilbøjelige til at størkne og 

øge risikoen for iskæmisk slagtilfælde. En almindelig årsag til iskæmisk slagtilfælde hos 

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

blodgennemstrømning mellem lagene i halspulsåren. Dette forårsager en forsnævring af 

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

Efter et slagtilfælde, hvor en blødning sker i hjernen, forekommer direkte ødelægning 

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

med den voksende hæmatom 2 , hvilket fører til øget tryk i det indre kranie 3 , og forstyrrelser 

og forandringer af hjernens strukturer. Øget tryk på hjernen er meget skadeligt, 

fordi det også fører til tryk på blodkarene, som kan stoppes og resulterer i tab af oxygen 

til hjerneceller, der bidrager til hjerneskader(Marinkovic et al., 2009). 

Blodprop i hjernen (embolisk slagtilfælde) kan også 

have den samme skadelig virkning i hjernen og 

bidrage til hjerneskade. Dvs. at arterierne er blokeret, 

så hjernecellerne ikke får den tilstrækkeligt ilt 

og glukose, der transporteres med blodet. Resultatet 

af skaden afhænger af, hvor længe hjerneceller 

er berørt af blodproppen. Hvis cellerne bliver frataget 

dette kun for en kort tid, bliver de “stresset”, 

men kan komme sig. Hvis hjerneceller er berørt over 

en længere periode (men muligvis kun for nogle minutter) 

dør hjernecellerne, og visse funktioner kan 

gå tabt. Men i disse tilfælde kan et andet område 

af hjernen undertiden måske lære, at udføre de 

funktioner, der tidligere var udført af det beskadigt 

område. 

Slagtilfælde skader normalt kun den ene side af 

hjernen (kaldet hemiplegi når den rammer kun den 

ene halvside). Fordi nerverne i hjernen krydser over 

til den anden side af kroppen, så er symptomerne 

Figur 2.3: Figur af, hvordan den beskadigede 

del af hjernen 

påvirker den modsatte del 

af kroppen Giraldo (2007) 

1 

Betændelse, som er forårsaget af væske i kroppens væv - MedlinePlus Medical Encyclopedia 

2 

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

Encyclopedia 

3 

ICP, intracranial pressure, det tryk som normalt vedholdes i hjernen - MedlinePlus Medical Encycl- 

opedia


på den halvside af kroppen, modsat med den beskadigede halvside af hjernen (se figur 

2.3) (Giraldo, 2007). 

Symptomerne af apopleksi afhænger af, hvilken del af hjernen, der er beskadiget og 

sværhedsgraden af slagtilfældet. I nogle tilfælde er personen ikke klar over, at han eller 

hun har haft et slagtilfælde. Symptomerne kommer normalt pludselig og helt uden 

varsel, eller de kan forekomme på den første efterfølgende dag eller to. Symptomerne er 

normalt meget alvorlige fra begyndelsen, da slagtilfælde sker med det samme, men det 

kan også langsomt forværres. Symptomer kan omfatte f.eks.: Muskelsvaghed i ansigt, i 

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

den ene side af kroppen, problemer med at tale eller forstå andre, som taler, problemer 

med syn, herunder nedsat syn, dobbeltsyn, eller fuldstændigt tab af synet, ændringer i 

høring, svært ved at skrive eller læse, tab af koordination, tab af balance, klodsethed, 

svært at gå, svimmelhed eller unormal følelse af bevægelse (svimmelhed). 

Man kan forebygge, at få apoplekisk slagtilfælde ved at leve et sundt liv og ved at 

følge disse råd: 

- Måle sit blodtryk regelmæssigt, og behandle et for højt blodtryk 

- At få målt kolesterolindholdet i blodet og nedbrinde det, hvis det er for højt. 

- Undgå rygning 

- Undgå overvægt 

- Spise sundt, motionere samt at drikke alkohol med måde 

(“Hjernesagen”, 2006) 

2.2 Rehabilitering efter hjerneblødning 

Hjernen er kroppens styrende organ, og det kan derfor have mange forskellige følger, hvis 

den skades. Følgerne kan både være fysiske- og kognitive problemer. De fysiske problemer 

kan bl.a. være lammelse, nedsat muskelstyrke, balanceproblemer og sanseforstyrrelse. De 

kognitive problemer kan bl.a. være svigtende koncentration og opmærksomhed, nedsat 

hukommelse, sproglige vanskeligheder og problemer med orienteringsevnen. Derudover 

kan der være personlighedsændringer så som depression, svigtende styring og kontrol 

over følelser samt nedsat initiativ.

2.2 Rehabilitering efter hjerneblødning 7 

Når en apopleksipatient skal rehabiliteres, er det nødvendigt, at træningen er tilrettet 

efter den individuelles behov, og alle de problemer, som nævnt før, skal tages i betragtning(“Den 

sociale portal”, nd). Apopleksien har mange forskellige sværhedsgrader, og 

graden har afgørende effekt for rehabiliteringen af genoptræningen. Desto mere alvorlig 

skaden er, desto sværere vil rehabiliteringen også blive (“Videnscenter for Hjerneskade”, 

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

Når en patient bliver lammet, 

efter et slagstilfælde eller blodprop, 

er det ikke musklerne, 

som har mistet “sine evne”, men 

hjernen, der er skadet, og har 

“glemt”, hvordan musklerne skal 

styres. Det er derfor muligt for 

apopleksipatienter at genoptræne 

sin kropfunktioner til det samme, 

eller næsten samme niveau 

(“Videnscenter for Hjerneskade”, 

2009a). Hjernecellerne, som rammes 

af blødningen har “utrolige 

egenskab” for at genvinde dele af 

tidligere funktioner. Andre dele 

af hjernen kan ligeledes lære nye 

Figur 2.4: Graf over maximalt opnået remission i forhold 

tiden. Patienterne er inddelt i ialt 4 

grupper: Let-, moderat-, svært- og meget 

svær apopleksi (Pedersen & Olsen, 2007). 

funktioner, som tidligere var udført af den del af hjernen, som blev ramt af blødningen. 

Rehabiliteringen efter slagstilfælde handler om at genopvinde tidligere evner, samt at 

lære nye færdigheder, for at kunne tilpasse sig til et forandret liv(“Royal Buckinghamshire 

Hospital”, nd). 

Forskning indenfor genoptræning efter slagstilfælde tyder på, at apopleksipatienter kan 

forøge styrken i den lamme side vha. styrketræning, som kan medføre øget funktion f.eks. 

hurtigere gangtempo og en bedre balance (“Videnscenter for Hjerneskade”, 2009b). 

Der findes mange forskellige metoder til, hvordan apopleksipatienter kan genoptrænes, 

samt hvilke hjælpemidler, der skal bruges. Der er forskel på patienter og forskel på hvilke 

metoder, der skal bruges samt hvilke hjælpemidler, der virker bedst. 

I Danmark har Sundhedsstyrelsen inddelt indsatsen overfor hjerneskadede personer i tre 

faser, fase I-III.


FASE I: 

Er den akutte fase, patienter kategoriseres i denne fase, når de indlægges på hospitalet 

lige efter slagstilfælde. 

FASE II: 

Omhandler behandling og rehabilitering, patienter indgår i denne fase, når de er stabiliseret 

og er klar til intensiv genoptræning. 

FASE III: 

Omhandler optræning og rehabilitering, patienten kategoriseres i denne fase når de udskrives 

fra hospitalet men forsætter med rehabiliteringen. Denne fase varer resten af 

patientens liv.(“Videnscenter for Hjerneskade”, nd). 

Det er yderst vigtigt for apopleksipatienter 

at komme i gang med genoptræning 

og rehabilitering så hurtigt 

som muligt efter slagstilfældet, 

for at kunne generhverve den tidligere 

livsform, så godt som muligt. 

Rehabiliteringen kan være alt 

fra at vende sig i sengen, til at stå 

op, tage bad, spise, gå og andre 

ting, som forgår i hverdagen(“Sygehus 

Vendsyssel”, 2009). En af årsagerne 

til, at det kan være vigtigt 

at rehabiliteringen startes så tidligt 

som muligt, er, at hvis patienten 

har f.eks. en halvside lammelse, 

har undersøgelser vist, at konditionen 

og styrken i den ramte 

side kan falde op til 30% i løbet 

af kun ni dage efter indlæggelsen(“Videnscenter 

for Hjerneskade”, 

2009b). 

Figur 2.5: Tabel over resultatet af indsatsen fra 

indlæggelsen på apopleksiafsnit til færdig 

rehabilitering. Patienterne er ved 

indlæggelsen inddelt i hhv. let-, moderat 

eller svær afasi (Pedersen & Olsen, 

2007). 

Ved rehabilitering af patienter, der har en halvsidelammelse og problemer med gang efter 

slagstilfælde, kan der bruges vægtaflastet træning. Vægtaflastet træning består fx af 

træning med et løbebånd og udstyr, der aflaster kroppens egen vægt, og gør træningen 

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

2.3 Intro til biologisk feedback 9 

Styrketræning og vægtaflastet træning med høj intensitet har vist, at det kan forbedre 

balancen, ganghastighed og gangdistancen hos apopleksipatienter, der har en halvsidelammelse(“Neurofysioterapien”, 

nd). 

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

et slagstilfælde, før rehabiliteringsprocessen kan begynde. Den fysiske rehabilitering er 

meget tæt forbundet med de kognitive skader, som patienten kan have. 

Det kan være svært at rehabilitere patienter, som har f.eks. manglende sygdomserkendelse, 

forstyrret orientering og et generelt reduceret intellektuelt funktionsniveau. Mange 

patienter, som har mange eller svære kognitive skader, bliver nødt til at udskrives til plejehjem, 

og disse kan aldrig nå sin tidligere livsform efter endt rehabilitering(“Selsakbet 

Danske Neuropsykologerl”, 1998). 

Mange apopleksipatienter er nødt til at være i rehabilitering hos specialister; fysioterapeuter, 

ergoterapeuter og andet sundhedspersonale i mange måneder eller år efter 

slagstilfældet for at opnå sin tidligere livsform(“National Institute of Neurological Disorders 

and Stroke”, 2009). 

2.3 Intro til biologisk feedback 

Figur 2.6: Billedet viser to eksempler på 

bio-feedbacksystemer: EKG og 

blodtryk(“Medline Plus”). 

Biologisk feedback eller bio-feedback er metoden 

til at måle kroppens- eller organfunktioner 

for at hjælpe med at kontrollere dem(“Medline 

Plus”). Biofeedbackmålinger, som blodtryk, 

hjertefrekvens (EKG- og pulssignal) og musklekontraktion 

(EMG-signal) bruges tit af sundhedspersonalet 

i hverdagen til at analysere 

sygdomme, samt til at overvåge patienter 

(to ekspempler vises på figur 2.6. Biofeedbacksignaler 

har været brugt som hjælp i 

rehabiliteringen i næsten 50 år. Det siges, at 

historien om bio-feedback, som rehabilitering, 

begyndte i år 1830, ved opdagelsen af, at elektriske 

begivenheder stammer fra overfladen af 

en muskel under sin kontraktion(Glanz et al.,


1997). Den første prototype af et electromyogramapparat (EMG), som er brugt i dag, 

dukkede op i år 1928. Rapporter for anvendelse af biofeedbackteknikker til behandling 

og rehabilitering af forskellige neuromuskulær lidelser begyndte at vise sig i slutningen 

af 1950’erne og i begyndelsen af 1960’erne(Glanz et al., 1997). 

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

af undersøgt bevægelighed, kan disse patienter få en bedre kontrol over deres 

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

brug af biofeedbacksystemer under rehabiliteringsprogrammer (andet end 

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

at brug af bio-feedback til rehabilitering af apopleksipatienter har givet gode resultater(Glanz 

et al., 1997; Winesteen, 1991; Peterson et al., 1996; Walker et al., 2000; 

Schleenbaker RE, 1993). 

Ydermere har brugen af feedback desuden vist positive resultater i gangøvelser hos børn 

med forskellige former for cerebral parese 4 og spastisk diplegia samt i forbedring af håndtil-øje 

koordination hos personer med cerebral parese(Aruin et al., 2003). Feedbackbaserede 

systemer kan også være effektive i forbedring af holdningens symmetri (balance) 

hos patienter med hemiplegi(Glanz et al., 1997). 

Øvelsesteknikker med bio-feedback bruges i stigende grad i medicinskrehabilitering til 

behandling af mange forskellige lidelser. Den mest almindelige bio-feedbackteknik leverer 

oplysninger om muskelkontraktion (EMG-feedback) af muskelgenoptræning af patienter 

med centralnervesystems sygdomme (f.eks. slagtilfælde, læsion i basalganglierene) eller 

centralenervesystems traume (rygmarvs- eller hovedtraume)(Montoya et al., 1994). Disse 

EMG-biofeedback øvelser har den fordel, at patienter og sundhedspersonale bedre kan 

se de fejl, som patienten udfører under genoptræning af den undersøgte bevægelighed, 

og derved kan analyser på baggrund af dette(Montoya et al., 1994). 

2.4 Elektroder og EMG-signaler 

I dette afsnit, vil der blive beskrevet, hvordan der kan optages biologiske signaler fra muskler, 

samt hvilke valg og problemer det medfører, når der skal vælges type af elektroder 

mv. 

4 Der er flere forskellige typer af cerebral parese, herunder spastisk, dyskinetic, ataxic, hypotonisk 

mm.(“Medline Plus”)

2.4 Elektroder og EMG-signaler 11 

2.4.1 EMG-signaler 

Electromyography EMG er en klinisk undersøgelse af den elektriske aktivitet som kan ses 

i enkelte muskelfibre eller flere samtidigt. Måling og anvendelse af EMG-signaler bliver 

brugt inden for et bredt felt, der overordnet dækker fire områder (Konrad, 2005): 

- Medicinke undersøgelser: Ortopæd, Kirugi, Neurologi, Gang & stillings analyser 

- Rehabilitering: Neurologisk rehabilitering, fysioterapi 

- Ergonomi: Analyser af forespørgsler, risikovurdering og ergonomidesign 

- Sportvidenskab: Biomekanismer, bevægelsesanalyser, Atletiktræning, Sportrehabilitering 

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

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

En motorisk enhed er den mindste funktionale enhed, som udgøres af en motorisk neuron, 

og dens dendritter og alle muskelfibrer, den er forbundet til (Martini, 2004). 

Muskler kontroleres gennem nervesystemet, som derved spiller en afgørende rolle i muskelfysiologi. 

Procesen styres ved hjælp af en sarcolemma, som er en halv-gennemtrængelig 

membran, der omslutter hver muskelcelle. 

En ligevægt mellem ioner på ydersiden og 

indersiden af muskelcellen giver et hvile 

potentiale på mellem -70 til -90 mV, når 

musklen ikke er kontraheret. Dette potentiale 

bliver oprethold af en fysiologisk proces, 

en såkaldt ionpumpe, som giver et negativt 

indre spænding i forhold til overfladen 

omkring. Dannelsen af aktionspotentialer 

illustreres på figur 2.7. Aktiveringen 

af en alpha-neuron enten af central nervesystemet 

eller en reflex, resulterer i ledning 

af en elektrik impuls langs nerven. 

Dette stimulus resulterer med udløsning af 

neurotransmitterstoffet acetylkolin (ACh) 

fra neuronens synapser, hvilket medfører, 

at den halv-gennemtrængelige muskelcellemembran 

bliver eksciteret, og kanaler for 

natrium ioner bliver åbnet (vist på figur 

2.7 som punkt et). Dette potentiale ved 

Figur 2.7: Aktionspotentialet set på celleniveauet. 

1: Ekstitationen af cellemembranen. 

2: Na + kanaler er åbne. 

3: Åbning af K + kanaler. 4: 

Membranens hviletilstand vender 

tilbage (Martini, 2004)


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

på figur 2.7). Dette skift i membranen skyldes aktionspotentialet og selve skiftet er en 

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

spændingsniveauet er nået dertil, lukkes for natriumkanalerne og åbnes for K + kanaler 

(punkt 3 på figur 2.7). Dette kaldes repolarisering og spændingen falder igen til ca. -80 

mV (punkt 4 på figur 2.7). 

Når en muskel kontraheres, aktiveres der 

samtidigt mange motoriske enheder, som 

udgør en del af denne muskel, med små 

forskelle i frekvensen af aktiveringen (Konrad, 

2005). Når disse enkle potentialer 

sammensættes, kan der ses de hurtigt svingende 

peaks, som vist på figur 2.8. Dette 

kan vare mellem få milisekunder op til 

0.25 s (Trew & Everett, 2005). Det elektriske 

muskelpotentiale MAP (Muscle action 

potential) kan derpå måles som en lille 

mængde af strøm, der forgrener sig fra 

musklen og ud mod huden, hvor det kan 

optages af elektroder. Der er flere biologiske 

faktorer, som spiller ind på resultatet 

af en måling af EMG-signalet. Disse er 

blandt andet følgende: 

Figur 2.8: Et eksempel på, hvordan et EMGsignal 

dannes (Konrad, 2005) 

- Vævkarakteristika - Den elektriske konduktans varierer mellem forskellige væv i 

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

vil størrelsen af signalet blive formindsket (Konrad, 2005). 

- Muskelplacering - hver muskelsignal har sin egen EMG-karakteristik givet udfra 

hvor musklen befinder sig og hvor elektroden placeres. Dette ses specielt i størrelsen 

af amplituden for signalet. 

- Variation i måling - selv om der udarbejdes en præcis og automatiseret EMGopsamling, 

vil der altid forekomme variationer. Dette skyldes det faktum, at der 

ikke altid er det samme antal motoriske enheder, der aktiveres ved kontraktion. 

Det minimeres ved at lave en standardlisering af typen af undersøgelser, men der 

vil stadig være betydelige variationer (Quasthoff, 2009). 

Ved måling af EMG vil der forekomme støj i større eller mindre grad. Dette kan skyldes 

mange faktorer, og kan give falske og støjfyldte signaler men inkluderer generelt (Trew 

& Everett, 2005):


• Andre muskler, specielt hjertet, kan fremtræde på signalet. 

• Elektriske apparater i nærheden, dette indbefatter også EMG-instrumentet selv. 

• Radiobølger, alle former for radiostøj, som er i luften 

• Strømførende ledninger, specielt den elektriske strømforsyning 

• Lysstofrør, hvis der er lyskilder tæt ved optagelsen 

En anden grund til væsentlig støj på EMG-signalet er berøring af stik og ledning, når 

der sker en bevægelse under målingen. 

2.4.2 Elektroder 

Ved at bruge elektroder på skeletmuskulaturen, er det muligt at måle den elektriske aktivitet 

af musklerne. Brugen af EMG-elektroder bliver ligeledes anvendt til at undersøge 

muskelfunktioner indenfor et bredt felt som kinesiologi, fysologi og rehabilitering (Webster, 

2004). 

De to hovedtyper af elektroder for måling af EMG-signaler er: 

- Overfladeelektroder 

- Indskudte elektroder 

De indskudte elektroder indbefatter enten en elektrodenål eller en elektrodetråd, som 

bliver stukket ind med en nål. De har begge en relativ lille overflade, og kan derfor indsættes 

flere gange i samme muskel uden problemer. Der findes mange varianter inden for 

elektrodenåle og -tråde, alt efter formål og placering. Elektrodetrådene har almindeligvis 

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

nåleelektroder, men det er meget forskelligt, hvordan ubehaget føles. De fleste sammenligner 

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

også forekomme ømhed i op til et par dage efter (Rigshospitalet, 2009). 

Overfladeelektroder består i en sølvskive, der er påsat huden. Indimellem skiven og huden 

skal der være saltindholdig gele eller “elektrodepasta”, for at øge den elektriske ledningsevne. 

Ulempen ved overfladeelektroder er, at disse ikke effektivt kan måle muskelsignaler 

fra dybtliggende skeletmuskler, pga. den dårlige ledningsevne i kroppens væv. Derudover 

kan disse elektroder give problemer i at undgå signaler fra nærliggende muskler pga. den 

mere upræcise placering. 

De har til gengæld den foretrukne egenskab, at de ikke medfører ubehag for patienten,


og de begrænser patientes mobilitet i en langt mindre grad i forhol til de indskudte elektroder 

samt er nemmere at sætte på og tage af patienten. 

Som nævnt før, giver huden problemer i forbindelse med dårlig konduktans. Ude af hudens 

tre lag, Epidermis, Dermis og Subcutaneous lag, er det det yderste lag, epidermis, 

der har den største betydning for udfaldet af måling med overfladeelektroder (Webster, 

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

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

store forskel skal derfor ses som afgørende for signalets størrelse, alt efter frekvensen. 

De underliggende hudlage har generelt mere konstant modstand. Hvis modstanden i det 

epidermale yderste lag, stratum corneum, reduceres, bliver resultatet derfor bedre. Dette 

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

det kan, uden at påføre smerte (Webster, 2009). 

Ved at måle EMG-signaler, optages der signaler med forskellige størrelser, alt efter om 

de benyttes overflade- eller nåleelektroder, hvilket også ses i tabel 2.1, som er en generalisering 

af EMG-signaler. 

Type: Størrelsesområde Frekvensområde 

EMG Nåleelektrode 0, 1 til 5mV 0 − 10.000Hz 

EMG Overfladeelektrode 0, 5 til 5mV 0, 5 − 150Hz 

Tabel 2.1: Målingsegenskaber for EMG-signaler (Webster, 2004) 

Det er lettest og helt uden bivirkninger at anvende overfladeelektroder, fremfor indskudte 

elektroder. Dette gør sig også gældelde for valget af overfladeelektroder i forbindelse med 

bio-feedbacksystemet, hvorfor disse bruges. Der skal ikke være nogen form for unødig 

smerte forbundet med at anvende elektronisk feedback, frem for traditionel rehabilitering 

. 

EMG-signal og apopleksipatienter 

Der kan sandsynligvis forekomme lavere EMG-værdier, når der måles på apopleksipatienter, 

fremfor raske forsøgspersoner, som tallene i tabel 2.1 er lavet udfra. I sammenhold 

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

EMG-signalamplitude under gang kun 0,4 mV for Tibialis Anterior (TA), selv for 

raske forsøgspersoner. 

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


at der var en betydlig lavere EMG-værdier end for de 15 raske forsøgspersoner i testen. 

Undersøgelsen bygger på EMG-måling med overfladeelektroder af forskellige muskler i 

underbenet, så var der i gennemsnit i peak-amplituden for TA et fald på op til 25% i 

forhold til de raske forsøgspersoner. Dermed skal det medregnes, at EMG-signalet for 

patienter med foot drop, også har lavere værdi. 

2.4.3 Analyse af EMG-kurver 

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

analyser af det rå signal, f.eks. peak-amplituden samt minimum og maksimum værdier. 

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

og minimum- og maksimum værdier for enkle udsnit af samme signal variere væsentligt. 

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

cyklusser, for at være stand til kunne sammeligne to EMG-signaler. 

Hvis man ensretter signalet, 

dvs giver det kun den 

ene polaritet, har man flere 

muligheder for sammenligning 

og beskrivelse af 

signalet. Signalet med en 

positiv eller negativ polaritet 

har en mellemværdi 

og et areal under grafen, 

som er forskellige fra 

nul. En illustration af dette 

princip vises på figur 

2.9. 

Amplitudens gennemsnitsværdi, 

af et valgt interval, er et 

nyttigt redskab til at beskri- 

Figur 2.9: Figuren viser et råt EMG-signal og det ensrettede 

EMG-signal, hvor de tre standardparametere ses: 

peak, gennemsnitsværdi og areal (Konrad, 2005) 

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

i enkle peaks mellem forskellige cykler ikke vil give store variationer af gennemsnitsværdien. 

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

Dette giver også et godt sammenligningsgrundlag for EMG-signaler, men denne 

metode har også den fordel, at den kan udføres ved hjælp af et simpelt analogt kredsløb


(Sedra & Smith, 2004). 

Af andre brugbare analysemetoder kan nævnes, at der ofte benyttes input-% -værdi og 

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

input over flere målinger, hvortil der defineres en referceværdi for patienten. Derpå 

gives der information om den procentvise afvigelse fra referencen (Konrad, 2005). RMSværdien 

findes ved at tage kvadratroden af gennemsnittet af kvadratroder for enkelte 

punkter, og benytte dette til at afbilde gennemsnittet af energimængden for signalet 

(Konrad, 2005). 

Af disse metoder til at udnytte og analysere et EMG-signal, vil der som udgangspunkt 

arbejdes videre med at analysere arealet under den ensrettede EMG kurve. Dette kan 

gøres meget veldefineret i forhold til tiden, da der vil tages højde for faser og perioder i 

gangen, da tiden således skal medregnes, som afgørende faktor i forhold til integration. 

2.5 Analyse af almindelig gangfunktion 

Normal gang er for de raske, almindelig mennesker en normal let og ganske ubesværet 

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

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

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

som kan volde problemer for nogle menneskergrupper. Der i det kommende afsnit blive 

beskrevet gang og gangfunktioner, for almindelige mennesker, inden der dykkes ned i 

gang og gangproblemer for apoplegikere mv. 

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

Denne bevægelse er sædvanligvis glidende, sammenhængende og ser ubesværet 

ud. Gangen består af flere perioder og begivenheder som alt i alt giver en gangcyklus, 

der efterfølgende bliver gentaget. En gangcyklus starter når hælen på højre fods rammer 

underlaget (udgangsstilling), og frem til efterfølgende gang, hvor den samme hæl rammer 

underlaget, og er dermed tilbage til udgangsstillingen. Dette bliver i det følgende inddelt 

i faser, perioder og events. 

Ved én gangcyklus kommer højre fød gennem to faser: 

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

normal gangcyklus (“GC”, herefter:). (Skinner, 2000) 

2 Swing-fasen: Hvor foden er løftet fra underlaget og svinger frem, for igen at forberede 

kontakt til jorden, omkring 38% af GC. Denne inddeling kan for stance-fasen 

yderligere beskrives ved tre perioder, der igen inddeles i:

2.5 Analyse af almindelig gangfunktion 17 

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

af GC)(Perry, 1992) 

- 1.2 Enkeltfods-stance: Kun den ene fod har kontakt med underlaget, mens 

den anden er i svingningsfasen. (ca. 40% af GC) 

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

Figur 2.10: En fods gangcyklus med de to faser: Stance- og swingfasen (Perry, 1992) 

Gangcyklusen, der her er beskrevet udfra to faser og tre perioder, ses på figur 2.11. 

Figur 2.11: En gangcyklus, med inddeling af faser, perioder og events (Trew & Everett, 2005) 

Denne indgangsbeskrivelse benyttes, hvor der gåes lidt dybere i gangcyklusen, og forskellige 

events beskrives: 

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

= nærmeste) har hælen i stance-fasen og bagerste, kontralaterale fod (kontralaterale 

= fjerneste) har tæerne lige før swingfasen. Stance-benets er flexeret, 

mens knæet er extenderet. Kroppens tyngdepunkt er bag stance-benet. 0-2 % af 

GC (Perry, 1992).


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

med underlaget. Kraften på foden øges, og ventre fod er i pre-swingfasen. 0-10% 

af GC. 

3 Mid-stance Den kontralaterale fod passerer den ipsilaterale fod. Hoften extenderes 

og knæet flexeres svagt. I mid-stance er kroppens position yderst stabil. 10-30% af 

GC. 

4 Heel-off (eller Terminal Stance) Hælen mister kontakten med underlaget og det 

ipsilaterale stance-ben forbereder sig på at skubbe fra underlaget. Knæet extenderes 

mens hoften hyper-extenderes og kroppen lænes frem over stance-benet. 30-50 

% af GC. 

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

og indleder swing-fasen. Foden, især storetåen, påfører underlaget en sidste 

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

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

kontakten med underlaget. Det ipsilaterale bens hofte og knæ flexeres, derved 

kommer accelerationen. Den ipsilaterale fods ankel dorsiflexeres for at undgå at 

foden rammer underlaget under swingningsfasen. 60-73% af GC. 

7 Mid-swing Den anden swing-fasen begynder og det ipsilaterale ben passerer det 

kontralaterale, mens foden er løftet. 73-87% af GC. 

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

der sænker musklernes hastighed og stabiliserer foden som forberedelse på 

næste heel-strike. Dette sker ved at hoften flexeres yderligere, og tibia er desuden 

lodret lige inden foden rammer. Når hælen igen rammer underlaget er fødderne 

tilbage ved udgangsstillingen og en gangcyklus er gennemført. 87-100% af GC. 

For at give overblik over sammenhæng mellem faser, perioder og events, ses nedenunder 

den kronologiske rækkefølge på figur 2.12. 

Denne beskrivende introduktion til at beskrive gangen vil blive brugt de de efterfølengende 

afsnit, for at referere til forskellige tidspunkter i gangens cyklus.

2.6 Aktive muskler under almindelig gangcyklus 19 

Figur 2.12: En gangcyklus, med kontinuerlig inddeling i faser, perioder og events 

2.6 Aktive muskler under almindelig gangcyklus 

Under gangen bruges en række forskellige muskler, som alle udgør en vigtig brik i at 

muliggøre gangbevægelsen. Der vil ikke gennemgåes alle muskler i dybden, der er indbefattet 

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

de indbefattede musklerne efter deres placering: 

1 Muskler placeret låret: (15 forskellige muskler) 

2 Muskler placeret legen: (9 forskellige muskler) 

3 Muskler placeret foden: (7 forskellige muskler) 

Disse i alt 31 muskler for hver ben, er således de alle indbefattede muskler, som benyttes 

under gang. 

De mest betydningsfulde muskler og muskelgrupper vil beskrives udfra funktionen: (Spivack, 

1995)


1 Hofteabduktor (Muskelgruppe mellem hoften og femur, inderside lår): Aktiv under 

loading response, midstance. Sørger for stabiliser bækkenet. Eccentrisk under 

loading response og concentric under hoften løft under swingfasen. 

2 Gluteus maximus (Muskel i ballen): Aktiv under terminal swing og loading respons. 

Sørger for hofteudstrækning og koncentrisk sammentrækning 

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

og initial swing. Sørger for at bøje hoften, og koncentrisk sammentrækning 

4 Quadriceps (Muskelgruppe øverst i frontlåret): Aktive under initial contact og loading 

response. Sørger for bøjning i knæ, excentrisk og koncentrisk kontraction 

5 Hamstrings (Muskelgruppe nedeste i baglåret): Aktive under terminal swing og 

loading response. Sørger for deceleraring af det swingende ben, og excentrisk kontraction. 

Desuden hofteudstræking, og koncentrisk kontraction. 

6 Adductors (Muskelgruppe i Frontlåret): Aktiv under toe-off, initial swing og terminal 

swing. Sørger for hoftebøjning, og koncentrisk konkraction. Desuden under 

terminal swing en rotering af femur. 

7 Triceps surae (Muskelgruppe fast på Achillessenen, bagleg): Aktiv under midstrance 

og terminal stance. Styrer fremføring af tibia under ankel dorsiflexion. Bevirker 

desuden ankel plantar bøjning. 

8 Tibialis anterior og tåstrækning(Muskel på frontleg): Aktiv under loading response, 

toe-off og in-swing. Sørger for kontrolering af dalende fod og at dorsiflexe anklen, 

så der let kan trædes ned igen. 

Dette er otte grupperinger af muskler og muskelgrupper, der alle muliggør en normal 

gangfunktion. Disse ligger som bekendt alle i fra hoften og ned til anklen, hvilket udgør 

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

relevant at kende og for at beskrive og analyser en samlet gangfunktion. 

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

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

hhv. excentrisk eller koncentrisk aktivitet, hvilket der også skelnes mellem på figuren. 

Der bliver øverst set på faseinddelingen og ned langs siden på de forskellige perioder, hvor 

muskelgrupperne benyttes. De forskellige signaler viser størrelsen af muskelaktiviteten, 

som EMG-signalet målt på musklen. Denne teknik vil også anvendes senere i projektet.

2.7 Gangproblemer for apopleksipatienter 21 

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

og th. et frontalt-billede (Martini, 2004) 

2.7 Gangproblemer for apopleksipatienter 

Gangbesvær er et at de største problemer blandt apopleksipatienter, og blandt de mange 

overlevende udgør problemer som nedsat ganghastighed, nedsat udholdenhed og generelt 

indskrænket mulighed for at udføre de nødvendige i hverdagsopgaver, et stort problem 

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

gå uafhængigt inden for den første uge efter. Dette stiger herefter til 50-80 % efter den 3. 

uge, og til omkring 85 % efter endt rehabilitering (Olney & Richards, 1996). Gangen er 

normalvis det vigste emne inden for genoptræningen hos i apoplegiere, og derfor relevant 

problem, idet mange ønsker gangfunktionen tilbage (Davies, 2008; Olney & Richards, 

1996). 

Generelle motoriske forringelser er den primære grund til den nedsatte gangufunktion, 

og det indebærer formodenlig en svanghed i flere af muskelgrupper, som f.eks. i plantalflexor 

på den paretiske side, hvilket i høj grad nedsætter ganghastigheden (Lamontagne 

et al., 2007). Desuden vil den forringede sensoriske opfattelse og de nedsatte kognitive 

egenskaber ligeledes påvirker dette. 

Symmetrisk contra asymmetrisk gangstil er en af de mest betydningsfulde og gennem-


reporterede karakteristikker, der laves efter et slagtilfælde, og mange elektrofyskske-, 

biomekaniske- og billedelige målinger er blevet udviklet, for at klassificere gangsproblematikken 

for apopleksipatienter (Patterson et al., 2009; Lamontagne et al., 2007). Siden 

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

på patienters paretiske side, mens der kan blive målt en forhøjet værdi på 

den ikke-paretiske side, og endvidere en abnorm timing i gangcyklusen. På baggrund 

af disse måling, specielt af EMG, kan patienterne inddeles i tre grupper: (Lamontagne 

et al., 2007) 

1 Spastiskepatienter, er karakteriseret ved en for tidlig aktivering af lægmusklerne 

uder stancefasen. 

2 Paretiskepatienter, er kendetegnet ved unormal lav aktivering af de fleste muskelgrupper. 

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

er ofte at finde ved den ikke paretiske side efter slagtilfælde. 

Gangtypens ændring afhænger af, hvor i hjernen patienten er blevet ramt, og kan derfor 

have motoriske effekt, så vel som sanselige, balance, coordination, perceptuelle (opfattelse) 

og visuel styring. Hvis et motorisk område eller bane er blevet indvoldveret, vil det 

næsten sikkert ramme som hemiplegisk hemiparese i de contralaterale lemmer, og der 

kan være forskellige grader af denne skade (Gillen & Burkhardt, 2004). 

Figur 2.14: Betegnelser for bevægelser 

af benet. Patienter 

med dropfod har 

problemer med “dorsiflexion”(Gillen 

& Burkhardt, 

2004) 

Det er ikke alle patienter, der efter et slagtilfælde, 

har fået hemiparese. Personer med iskæmisk apopleksi 

med en cerebral arterieblødning eller midt cerebral 

kan have “velfungerende” arme, mens benene 

er påvirket i større grad. Den generelle hemiplegiske 

gang har visse kendetegn. Under stancefasen 

vil det heparetiske ben ved initial contact udføre 

en “fladfods-” eller “forfods-” kontakt med underlaget, 

istedet for hælkontakt. Desuden vil patienten 

ikke kunne udføre dorsiflexion ved initial kontakten 

og derved stå usikkert på fodkanten. Princippet i 

dorsiflexion illustreres på figur 2.14. 

Et andet stort problem er at patienten under double 

support ikke står med ligevægt på begge ben, 

hvilket skyldes at der ikke bøjes tilstrækkeligt i 

knæene, som nødvendigt for at absorbere kraften. 

Dette problem er ligeleder i hoften, som heller ikke

2.7 Gangproblemer for apopleksipatienter 23 

bevæges. Endvidere findes hos nogle patienter ligeledes det modsatte problem med overbøjet 

knæled og udsædvandlig dorsiflecion og hofbøjning. Problemer som manglende løft 

at hælen og stor dorsiflexion kan give problem ved tidlig initial contact. Derudover kan 

der også være en skæv sidevers vægtfordelig af krop, som giver ringe balance. De generelle 

problemer resulterer i formindsket skridtlængde, specielt fordi pga. den manglende 

mobilitet af bækken, hofte, knæ eller ankel og den hemiparetiske side (nogle gange begge), 

og resultatet bliver en længere stancefase og kortere swingfase (Gillen & Burkhardt, 

2004). 

En generelbeskrivelse af påvirkede gangmøstre for apopleksipatienter vil være umulig af 

lave, og der kan i sammenhæng kun nævnes de de almindelig forekommende fortilfælde 

for Cerebellar slagtilfælde (generelle hjerneblødninger); ipsilateral energisk (pusher 

syndrome), proprioceptiv mangel, visuel mangel, perseptuel mangel, ortopæd indgreb 

(mindre påsatte hjælpemidler) og generelle hjælpemidler(Gillen & Burkhardt, 2004). 

2.7.1 Problemer med Dropfod 

Dropfod eller Foot Drop er et problem, som kan have flere forskellige årsager, såsom 

muskel- eller nerveskader, rygsøjleskader eller hjerneblødninger. Hjerneblødninger overses 

ofte som årsag til foot drop, idet de ikke fremkommer så ofte som de andre årsager. 

Det ændrer alligevel ikke ved det faktum, at hemiplegikere oplever store problemer med 

livskvaliteten og gangsrehabiliteringen, hvis de rammes af Foot drop (Davies, 2008). 

Musklen, som styrer fodens dorsalflektion (bøjening opad), er tibialis anterior (Martini, 

2004). Den begynder i to tredjedele af tibia og slutter ved toppen af foden (Merletti 

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

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

ikke ske. Årsagen til det er, at området i hjernen, som er ansvarlig for styring af den 

svarende fod, skades på grund af blødningen. Selv om forbindelsen mellem musklen og 

hjernen er uskadt, hvilket vil sige, at nerveforbindelser ikke er fysisk afbrudt, med der 

kommer ikke signaler frem til musklen. 

Foot drop medfører problemer med at aktivere muskler, som f.eks. er ansvarlige for 

drejning og løftning af foden. Patienten er derfor ikke i stand til at løfte foden, når et 

skridt tages. Foden hænger løst, og patienten skal løfte hele benet, for at tage et skridt 

for ikke at sætte foden forkert. Den forkerte funktion af dropfoden medfører også en 

væsentlig forkortet skridtlængde af det raske ben. Kroppen er ikke i stand til at gennemføre 

en fuldstændig bevægelse fremad, på grund af manglende støtte fra dropfoden. 

Dette medfører, at foden på det raske ben sættes ved siden af dropfoden i stedet for 

foran, som ville ske under normal gangcyklus (Gillen & Burkhardt, 2004). Dette medfø-


rer, at patientens hastighed, rytmen, skridtlængden og gangsletheden er stærkt påvirket. 

På grund af det bliver hverdagslivet og funktioner, som påkræver af, at patienter går, i 

større eller mindre grad blevet hæmmet. 

Rehabiliteringen af gangfunktionen spiller en enorm stor rolle i patienters liv. Det at 

kunne gå uden problemer er en primær prioritet for enhver hemiplegipatient (Davies, 

2008). Korrekt gangfunktion er én af de første ting patienter føler de har brug for, for at 

kunne komme sig over en hjerneblødning. 

2.8 Endelig problemstilling og problemafgrænsning 

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

system skal kunne. Dette vil blive fastlagt udfra projektets problemformulering og 

problemafgrænsning. 

Apopleksipatienter har generelle problemer i rehabiliteringen med at få basale funktioner 

tilbage: Ekstremitets-, vandladnings-, afførring-, opmærksomheds-, hukommelses og 

styrringsfunktioner. En stor del af patienterne ønsker de motoriskefunktioner tilbage, her 

i blandt specielt gangfunktionenen og muligheden for frit at kunne bevæge sig omkring. 

Det gav mulighed for at dykke dybere ned i gangproblematikken for apopleksipatienter, 

og hvad der giver problemer hos dem. 

Det blev fundet interessant, at arbejde videre med delproblematikken omkring “dropfod” 

og dermed usikker gang hos apopeksipatienter. Dette gælder specielt gang hos hemiplegikere, 

hvor f.eks. det ene ben skal løftes højere end normalt, hvilket giver en svær og 

usikker gang. 

Ved at kunne måle og opsamle muskelaktiviteten i muskler under gang, kan patienten 

få feedback, og dermed se en udvikling i rehabiliteringen og give nye muligheder for 

anderledes og effektiv træning. Desuden er det det fundet relevant, da op mod 10.000 

danskere årligt rammes af apopleksi, hvilket betyder, at der er et stort potentiale inden 

for rehabilitering. (Se afsnit2.1) 

2.8.1 Endelig problemformulering 

Det resulterer i en problemformulering, der får følgende ordlyd: 

Hvordan kan man hjælpe ved rehabiliteringe af gangfunktionen hos apopleksipatienter 

med “dropfod”-symptomer ved brug af et elektromyografisk feedbacksystem?

2.8 Endelig problemstilling og problemafgrænsning 25 

2.8.2 Problemafgrænsning 

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

For at måle muskelaktiviteten, er det besluttet, at der skal måles på begge 

ben samtidig med overfladeelektroder på Tibialis Anterior (TA) for at have en valid sammenligningsgrundlag 

mellem dropfoden og “den raske fod”. Dette sammenholdes med en 

hælkontakt, der viser “heel-on” og “heel-off” i gangcyklusen, for at kunne følge patienten. 

Der vil som udgangspunkt i denne problemløsningen kun tages fat i opsamlingen og behandling 

af EMG-signalet fra Tibialis Anterior da dette bøjer foden. Signalopsamlingen 

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

som signal og dermed designes ikke. 

Systemet skal kunne give patienten feedback om muskelaktiviten i TA og kan således 

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

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

i TA og dermed en hjælp i forbindelse med genoptræningen. 

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

muskelsignaler på en patient. Dette instrument skal udformes i forhold til systembeskrivelsen 

og de efterfølgende krav for projektet. I det der ikke laves et færdigt instrument, 

men kun en prototype, er der visse ting, der ikke tages højde for; dette specielt den 

fysiske udformning af instrumentet. Her menes størrelse af af det samlede instrument, 

den samlede vægt, samt hvor robust, det bliver samlede set bliver. Ligeledes vil der heller 

ikke bliver implementeret trådløse sendere mellem patienten og instrumentet, da dette 

vil besværliggør det endelig design. Den endelige prototype vil skulle være f.eks. på et 

bord, og patienten og andre brugere vil så kunne følge feedbacket derpå.

3.1 Systembeskrivelse 

KAPITEL 3 

Problemløsning 

Dette kapitel vil indeholde en beskrivelse af systemets samlede funktionalitet og systemkrav, 

en gennemgang af design og afprøvning først i form af simulering, og senere i form 

af en konkret implementering. Tilsidst testes de enkelte blokke, inden det samlede system 

skal testes. Dette vil ske udfra følgende sammenhæng: 

1. Systembeskrivelse, det samlede system beskrives 

2. Kravspecifikation, krav til de enkelte “blokke” beskrives 

3. Design, systemet enkelte “blokke” designes, så de overholder kravene 

4. Simulering, systemet enkelte “blokke” simulereres, for at tjekke for funktionalitet 

5. Implementering, de enkelte “blokke” implementeres 

6. Test, de enkelte “blokke” testes, inden det samlede analoge kredsløb testes kan 

testes 

Udfra de enkelte punkter, vil alle “blokke” af det analoge kredskøb samt brugergrænsefladen 

på computeren gennemgåes, før næste trin i overstående liste. Hvert punkt vil ske 

i adskilte afsnit. 

26

3.1 Systembeskrivelse 27 

3.1.1 Systemets funktionalitet 

Det udviklede system skal hjælpe dropfodspatienter 

ved at vise, hvor intensivt patienten bruger sin muskel 

Tibialis Anterior på det sygdomsramte ben. Dette 

kunne man opnå udefra en sammenligning af signalet 

fra “dropfodsbenet” med det raske ben. Der skal 

derfor laves to tilsvarende analoge kredsløb, som vil 

optage og behandle signalet; ét til hvert ben, som det 

ses på figur 3.1. 

Signalerne fra musklerne går igennem dataopsamlingen, 

hvor støjet filtreres fra og signalerne forstærkes 

til et passende arbejdsområde. Derefter behandles 

det analoge signalet så der fremkommer “den samlede 

mængde arbejde”, som TA-musklen udfører for hver 

gennemført swingfase. Denne værdi holdes frem til 

næste efterfølgende swingfase, så brugeren har tid til 

at registere arbejdet. Signalet fra hvert ben vises på 

et display med to sæt lysdioder med en værdi, som 

er forudbestemt i intervaller i forhold til muskelkontraktionen. 

På samme tidspunkt skal det være muligt at lave 

en signalopsamling på en computer gennem en 

analog-digital-converter (ADC-converter), hvor de to 

Figur 3.1: Blokdiagram af det 

samlede system overordnet. 

behandlede EMG-signaler optages. Dataopsamling foregår på computeren vha. program, 

der er baseret på LabView, som gemmer EMG-signaler fra patientfeedbacket efter hver 

gangøvelse. Det vil betyde, at der kan sammenlignes EMG-signaler i forhold patientresultater 

tilbage i tiden. 

Systemet bruger desuden to force-sensitive resistorer (FSR) og to “Sample and Hold” 

moduler til at styre målingens begyndelsestidspunkter og tiden af diodevisningerne i 

forhold til patientens gangcyklus. Dette muliggør, at systemet optager data i korrekt 

synkronisering ift. patientens gang. Desuden bliver visningen fra dioderne langt nok til, 

at patienten kan nå at registere dem. 

Disse oplysninger leder til følgende krav til den overordnet funktion af systemet: 

3.1.2 Systemets opbygning 

Hver af de to sæt dioderækker implementeres i hver sin signalbehandlingskreds. Signalet 

fra musklerne optages ved hjælp af ialt fem overfladeelektroder - to på hver muskel og 

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

28 Problemløsning 

- Det skal være muligt for brugeren at se, hvor “meget” patienten bruger sin TAmuskel, 

både på dropfoden og det raske ben, under hver swingfase. 

- Det skal være muligt for brugeren at få en grafisk visning af størrelsen af EMGsignalet 

på en computer og efterfølgende kunne gemme resultatet. 

- Det skal være muligt for brugeren at se en udvikling over tid af TA-musklen aktivitet 

på dropfoden vha. en computer. 

Signalet fra elektroderne går først igennem en 

instrumenteringsforstærker, hvor signalelementer, 

som er fælles for signaler fra elektroderne 

fjernes af differensforstærkeren (eller instrumenteringsforstærker). 

Den skal endvidere give 

signalet et ganske lille gain, hvilket ikke må 

ramme forsyningsloftet, så signalet samtidigt 

vil blive sikret mod, at det ikke går tabt i filtrene. 

Filtererne frasorterer signaler liggende udenfor 

det ønskede frekvensområde (støj), som kan forvrænge 

det ønskede outputsignal. 

Efter filtrering går signalet igennem en anden 

forstærkningsblok, en ikke-inverterende 

forstærker, som forstærker signalet til den ønskede 

max output størrelse af ∼ 3V , som kan 

tilpasses i forhold til eventuelle forskelle mellem 

patienternes muskelaktivit. Dette opnås ved at 

bruge et variabelt gain på anden forstærkningen. 

Herefter føres signalet igennem en ensretter, 

som vender signalet fra et plus-minus signal til 

et udelukkende plus eller minus. Dette er nødvendigt 

for at der kan bruges en integrator, som 

giver angiver arealet af den samlede mængde 

signal over tid. 

Figur 3.2: Blokdiagram af den ene halvdel 

af det samlede system. 

Integratoren giver den samlede størrelse af 

signalet, hvorefter komporatoren styrer, hvor 

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

vil blive indstillet til at sammenlinge signalet med den forudbestemte værdi 

over fx 10 niveauer. Der vil derfor være fx 10 dioder, som vil lyse efter komparatorens

3.1 Systembeskrivelse 29 

output. 

Sampling og visning vil styres af FSRene og “Sample and Hold” blokkene. FSRene har 

sine separate forstærkere og komparator, som muliggør et outputsignal af to fast værdier, 

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

’OFF’ signal, hvilket slår samplingen og dataopsamlingen til, og integratoren begynder 

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

mens integratoren aflades, og således gentages processen igen ved “heel-off”. 

Det forstærkede EMG-signal også vil kunne opsamles på en computer ved hjælp af en 

analog-til-digital converter, både fra forstærkning og fra integratorene. 

3.1.3 Systemets bruger 

Brugeren af systemet er en patient, en læge mv., der har til formål at træne den motorisk 

rehabilitering af en apopleksipatient med fokus på problemet dropfod og som er 

ved at træne sin gangfunktion. Brugeren benytter systemet til at se, hvor meget patienten 

bruger musklen - Tibialis Anterior, gennem en gangcyklus. Med øjebliklig feedback 

på diodedisplayet under gangøvelser er muligt ved rehabiliteringsøvelser at sammenligne 

muskelaktiviteten i de to ben undervejs. Desuden gør lagringen for optagelser på compunteren 

det muligt at sammenligne resultaterne i forhold til tidligere øvelser, så brugeren 

kan se patientens udvikling i brugen af musklen. Denne information om patientens brug 

af TA-musklen vil forhåbentlig give en positive udvikling ifm. genoptræning hos patienter 

med foddrop-symptoner og hjælpe disse med at få deres gangfunktion tilbage (jf. 2.3 

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

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


Figur 3.3: Det samlede bio-feedbacksystem med “brugeren” i centrum, der vil modtage information 

fra både dioderne i “real time” og efterfølgende gennem computeren 

3.2 Kravspecifikationer 

I de følgende afsnit, vil kravene blive beskrevet de, som hver blok vil skulle overholde, 

for at systemet vil kunne opnå det ønskede resultat. 

3.2.1 Signalforstærkning 

Helt overordnet er forstærkningen givet udfra forholdet mellem Inputspændingen og 

Outputspændingen: 

a = VOUT 

VIN 

EMG-signaler fra forventes generelt til at være i størrelsen af 0, 5mV − 5mV (jf. afsnit 

2.4 om EMG signaler). Desuden er det fundet, at EMG-signaler fra TA-musklen på et

3.2 Kravspecifikationer 31 

raske ben ligger størrelsen af 0, 3 − 0, 5mV (Merletti & Parker, 2004). Udfra pilotforsøget 

(se bilag ??), blev det fastlagt, at EMG-signalet målt på TA ligger omkring 0, 5 − 1mV , 

for “raske forsøgspersoner”. I afsnit 2.4 i prolemanalysen om EMG-signaler, fandtes der, 

at apopleksipatenter har et significant lavere EMG-signal, og at denne værdi kan nærme 

sig det halve, < 50% i forhold til de testede “raske forsøgspersoner”. Det betyder, at 

EMG-signalet i stedet kan ligge i et større interval omkring 0, 25mV − 1mV . For at 

have en sikkerhedsmargin, laves intervallet 50% større i begge ender, hvilket giver det 

endelige interval for EMG: 0, 125mV − 1, 5mV . Derved kan der reguleres inden for et 

større interval af EMG-signaler. 

Outputsignalet ønskes i området, således at max-værdien ligger omkring 3V , så det ikke 

overstiger forsyningsspæningen (jf. afsnit 3.1.2). Da intervallet, signalet skal forstærkes 

til, ikke kan opnås med en fast forstærkning, er der brug for variabel forstærkning. 

Den maksimale krævede forstærkningen beregnes således: 

3V 

0, 125mV = 

Den nedre grænse fås ligeledes: 

3V 

1, 5mV = 

3 

= 24.000 (3.1) 

0, 000125 

3 

= 2.000 (3.2) 

0, 0015 

Den endelige forstærkning skal derfor være: 

24.000 + 2000 

Middelværdi ± Variationen = ± 

2 

24.000 − 2.000 

2 

= 13.000 ± 11.000 (3.3) 

Dette opnås ved hjælp af to forstærkertrin: 

• 1. Instrumenteringsforstærker 

• 2. Ikke-inverterende forstærker 

Der er derfor brug for en samlet forstærkning på a = 13.000 ± 11.000, almindeligvis 

vil forstærkningen ske efter filteret, i vores tilfælde: “Høj- og Lavpasfilteret”, men da 

inputsignalet er så lille, foretrækkes en lille forstærkning allerede inden filtreringen, og 

den endelige forstærkning efter filteret. Den første forstærkning fastlægges til a1 = 5. 

Det endelige forstærkning, a2 skal derfor være: 

a2 = a = 13.000 

5 

± 11.000 

5 

= 2.600 ± 2.200 (3.4) 

Det betyder, at de samlede krav til forstærkningen bliver følgende:


Forstærkning a: Type: 

1. forstærker a1 = 5 “Instrumenterings- 

forstærker” 

2. forstærker a2 = 2.600 ± 2.200 “Ikke-inverterende for- 

Samlet forstær- 

ker 

Instrumenteringsforstærker 

aSAMLET = 13.000 ± 11.000 

strærker” 

Den første blok i systemet er instrumenteringsforstærkeren. Den skal forstærke signalet 

nok til at de kan filtreres uden tab af signalerne. Forstærkningen må samtidig være lav 

nok for ikke at forstærke eventuel støj op til forsyningsniveauet. 

Denne blok skal derfor overholde følgende krav: 

- Skal kunne forsynes med ±5V spænding 

- Skal give en fast forstærkning på a = 5 

- Skal have en høj input impedans på mindst > 1MΩ 

- Skal have en lav output impedans som ligger under < 1kΩ 

- Skal have en CMRR på mindst 90dB 

- Der kan accepteres en max. ±10% afvigelse på forstærkningen, CMRR 

Endelige forstærkning 

Efter signalet er blevet filtreret, skal det forstærkes for muliggørelse af behandling og 

præsentering for brugeren. Der var ingen grund til at invertere signalet under forstærkningen, 

og derfor er det valgt at benytte en ikke-inverterende forstærkning. Den ønskede 

værdi for signalet ønskes at være max. 3V . Her skal der også tages hensyn til, at signaler 

fra forskellige patienter kan have forskellige størrelser, så den endelige forstærkning skal 

derfor være variabel, inden for de skrevet intervaller. 

Denne blok skal være bygget med følgende krav:



- Skal give variabel forstærkning, der vil forstærke EMG-signaler fra filtrene optil 

max. 3V : 

Forstærkning (a): a2 = 2.600 ± 2.200 dvs. intervallet: 400 < a2 < 4.800. 

- Skal være ikke-inverterende 

- Skal have en høj input impedans på mindst > 1MΩ 

- Skal have en lav output impedans som ligger under < 1kΩ 

- Skal sende sit output til både ensretteren og ADC-converteren 

- Der kan accepteres en max. ±10% afvigelse for forstærkningen 

3.2.2 Signalfiltrering 

For at finde ud af, hvilket filtersystem der skal vælges, blev der lavet en testoptagelse af 

et “råt” EMG-signal fra Tibialis Anterior fra en rask forsøgsperson og en frekvensanalyse 

blev lavet for signalet (jf. afsnit 6.1.1). Da der blev fundet en del DC-støj, og støj ved 

frekvenser over det ønskede frekvensområde, er der brug for både et lavpas og et højpasfilter, 

dvs et båndpasfiltersystem. Der skal bruges et højpasfilter til at fjerne DC-støjet 

og alt under 5 Hz. Dets pasbåndstærskel sættes derfor ved 5 Hz, dets stopbåndstærskel 

sættes i 0,5Hz, og minimum dæmpning i transition båndet blev beregnet til 39 dB (jf. 

afsnit 6.1.1). Lavpasfiltret skal bruges for at fjerne støjet liggende over 300 Hz. Dette er 

det dobbelte teoretiske grænse for EMG-signalet med overfladeelektroder ifølge Webster 

(2004), men det blev vurderet, at der ligger relevante signalelementer frem til 300 Hz 

(jf. afsnit 6.1.1). Filtrets pasbåndstærskel blvev sat ved 300 Hz, dets stopbåndstærskel 

sættes i 800Hz, og minimum dæmpning i transitionsband blev beregnet til 21 dB (jf. 

afsnit 6.1.1). Maximum dæmpning i pasbåndet for begge filterkredse sættes til 3 dB. For 

at undgå at signalet oscilerer i pasbåndet, skal filtrene overføre signalet monotont. 

Filtrene skal derfor overholde følgende krav: 

3.2.3 Ensretter 

I systemet benyttes bl.a. dioder til at vise feedback fra EMG-signaler. Dette opnås ved 

at integrere signalet, og for at få et positivt output i sidste ende, som resultat fra inte-



- Skal kunne dæmpe støjet i intervallet 0,5 Hz til 5 Hz minimalt med 39 dB 

- Skal kunne dæmpe støjet i intervallet 300 Hz til 800 Hz minimalt med 21 dB 

- Skal give en monoton overføring i pasbåndet med maksimal dæmpning på 3,3 dB 

(inkl. 10% afv.) 

- Der kan accepteres en max 10% afvigelse på dæmningen ved stopfrekvensen for 

signalet 

gratoren, skal signalet ensrettes til negativt signal. Det er fordi intergratoren integrerer 

signalet omvendt, dvs. den invertere signalet under integration. 

Desuden er det vigtig, at ensretteren vender hele den positive del af signalet om til negativt, 

i stedet for at skære denne del væk, da dette ellers ville give en ufuldstændig 

overblik over signalet. Der skal derfor bruges en fullwave rectifier. 

Denne del af systemet skal overholde følgende krav: 


- Skal give unity gain 

- Der skal accepteres kun et negativ outputsignal 

3.2.4 Integrator 

Det ensrettede signal skal kunne integreres fra “heel off” og over hele perioden af swingfasen 

på den fod som EMG-signal optages fra, uden at output når forsyningsloftet. Integratoren 

skal også kunne nulstilles efter hver swingfase ved “heel on” hvilket i praksis 

betyder, at kondensatoren skal kunne aflades i løbet af stancefasen. 

Integrator blokken skal oveholde følgende krav:



- Skal kunne nulstilles efter hver swingfase - ved “heel on” 

- Skal kunne integrere signalet under hver swingfase, fra “heel-off” til “heel-on” uden 

at ramme forsyningsniveauet 

- Den skal som minimum for at kunne accepteres, integrere over min. 1, 2s mellem 

“heel-off” til “heel-on” uden at integratoren lades fuldt op 

3.2.5 Sample and hold 

Modulet “Sample and hold” skal kunne holde en given værdi fra integratoren lidt længere 

tid, så brugeren af systemet får længere til at aflæse værdier på diodedisplayet. Integratoren 

opsamler energi fra EMG-signalet fra “heel-off” i stancefasen og frem til “heel-on” 

ved slutningen af swingfasen. I det øjeblik ved “heel-on” skal “sample and hold” opsamle 

(sample) den opnået værdi fra integratoren og holde det frem til næste “heel-off” på det 

samme ben, hvor integratoren således begynder forfra på integrationen. Disse cyklusser 

beskrives på figur 3.4, hvor der ses i hvilke intevaller “sample and hold” skal fungerer 

som “hold”. 

Figur 3.4: Cykluserne for “samlpe en hold” vises i de intevaller, hvor komponenten skal holde 

den samplede spændingsværdi fra integrationen mellem “heel-on” til “heel-off” i 

patientens gang. 

Det giver følgende krav til “sample and hold” blokken:.


- Skal kunne forsynes med ±5V 

- Skal holde det integrerede signal uafbrudt, ved “heel-on” frem til næste “heel-off’ på 

samme ben 

- Skal nulstilles efter hver “heel-off” og være upåvirket af at integratoren nulstilles 

- Skal sende spændingen videre til komparatoren (dioderne) og til ADC-converter 

- Efter brugerens sidste skridt skal den kunne holde displayet uforandret i min ét 

minut 

3.2.6 Komparator 

Den forbestemte værdi på 3V , som vil bruges som det maksimalt gode resultat, opdeles i 

10 niveauer. Denne værdi skal også kunne varieres vha. forstærkeren til at indstille efter 

forskellige patienter. Det optagede og behandlede signal vil så sammenlignes med de 10 

trinværdier. Outputtet fra komparatoren skal overføres til dioderækker, som er et synligt 

display for brugeren af systemet. Komparator blokken skal overholde følgende krav: 

- Skal kunne forsynes med ±5V 

- Skal have 10 spændingstrin (linier-spændingstrin) 

- Skal have maximal spændingsværdi på +3V 

- Skal sende outputtet til diodepanellet 

- Der skal accepteres en forskel på spændings-niveauene på 0, 3V ± 0, 03V eller 10% 

afvigelse 

3.2.7 Diodedisplay


Displayet skal modtage de to forskellige signaler fra de to komparatorer, henholdsvis 

“højre” og “venstre” ben, og kunne lyse det svarende antal dioder i hvert sæt. Det skal 

være angivet, hvilke dioder der svarer til hvilket ben. Displayet skal være stort og tydeligt 

nok til at det er let at forstå og tolke. Der skal være sammensat med: to røde dioder, fire 

gule og fire grønne på hvert diodesæt. 

Diodedisplayet skal derfor overholde følgende: 

- Skal kunne forsynes med 5V spænding 

- Skal kunne lyse antallet af dioder [0; 10] i hver række svarende til outputtet fra 

komparatoren i de tre farver: 2·Rød, 4·gul og 4·grøn 

- Der skal kun accepteres at der vises den rigtige information fra komparatoren 

3.2.8 Computerbrugerfladen 

Brugerensinterfacet skal stå for den detaljeret visning af patientens data, samt kunne 

analysere og opsamle nødvendige information. Denne del af systemet er i høj grad vigtigt 

for anvendeligheden af den samlede system, og dermed spiller denne del ligeledes en 

central rolle. 

Dataopsamlingsprogrammet skal overordnet kunne følgendende: 

- En efterfølgende visning af de oprindelige filtreret og forstærket EMG-signal, gerne 

med lidt forsinkelse, så brugeren når at opfange det maximale muskelniveau 

- Analysemuligheder fx i form af grafer 

- FSR-signalet skal bruges til: 

at afbryde for optagelsen af EMG-signalet fra Tibialis Anterior, når foden er i stancefasen. 

- gøre det nemmere at analysere EMG-signalet og gangfaser mv. i forhold til data. 

3.2.9 Spændingsforsyning


Hele systemet skal forsynes med batterier, på grund af patientsikkerhed og færre mobilitetsbegrænsinger 

for patienten. Dog bliver diodedisplayet forsynet med et separat 

forsyning. Forsyningspændingen skal leveres som “split-supply” og den skal også holdes 

på en konstant spændingsniveau under hele EMG-samplingen. Dette kræver en spændingsregulator, 

som kontrollerer spændingen. Der skal også vises, om der et tændt eller 

skullet for kredsløbet. 

Forsyningskredsløbet skal derfor overholde følgende krav: 

- Skal kunne levere ±5V i “Split–supply” 

- Skal forhindre ændringer af spændingen 

- Skal levere minimum 0, 1A strøm 

- Skal kunne vise, om der er tændt eller slukket vha. en lysdiode 

- Skal kunne afbrydes 

- Der accepteres kun en afvigelse i output fra regulatoren på ±1%

3.3 Systemdesign og simulering 39 

3.3 Systemdesign og simulering 

Med baggrund i systembeskrivelse og de kravspecifikationer for hver blok i systemet, kan 

systemdesign blive udarbejdet. Hver eneste blok skal designes på en måde, som giver 

mulighed for, at bloken kan udføre dens forventede funktion, mens den overholder alle 

de forbestemte specifikationer, og kan bygges i laboratioriet. 

Blokkene vil derfor efter design blive simuleret i computerprogrammetLTSpice, for at 

have et grafisk bevis på, at de designede blokke virker korrekt. 

3.3.1 Design af signalforstærkning 

Der vil blive designet to forskellige forstærkningstrin: 1. “instrumenteringsforstærker”; 2. 

“ikke-inverterende forstærker”. 

1. Instrumenteringsforstærker 

Den første forstærker i kredsløbet er en Instrumeringsforstærker. Forstærkeren er en form 

for differential forstærker, som forstærker forskellen mellem de to signale, som kommer 

ind på de to inputs, V1 og V2. Den er blevet udviklet med input buffere, og gøre dermed 

forstærkeren særlig velegnet i dette tilfælde. Den har også meget høj CMRR og meget 

høj input impedans, som hjælper til at fjerne støj. Instrumenteringsforstærkeren er internt 

bestået af tre op-amps, men allerede sammensat i en komponent. Disse er indrettet 

således, at der er en op-amp til at buffere hver indgang (+, -), og en til at danne den 

ønskede effekt (forstærkning) i forhold til funktionen (Mancini, 2002). For at lette dette 

arbejde med at koble disse sammen, benyttes der i stedet en færdig instrumenteringforstærker 

kopmonent, AMP04, der er en færdig løsning på forstærkningsproblemet. 

Forstærkningen i kredsløbet styres alene vha. én resistor- RG og forstærkningen beregnes 

ud fra følgende formel, jf. databladet for AMP04 OPAMP’en (“Analog Devices”, 2000): 

RG = 

49, 4kΩ 

G − 1 

Forstærkning (G) på faktor 5 skal så bruges til at beregne RG. 

RG = 

49, 4kΩ 

G − 1 

(3.5) 

= 12, 35kΩ (3.6) 

Modstandene R1 og R2 sættes til samme værdi, 100Ω. For at ungå at en evt. input bias 

strøm (uønsket) til opamp’en gives denne strøm en alternativ signal vej til jord dvs. at 

modstandene R3 = R4 sættes til: 1MΩ og R5 skal være min. 10MΩ. 

De beregnede komponentværdier indsættes i et kredsløbdiagram, som ses på figur 3.5.


Figur 3.5: Instrumenteringsforstærkeren med de beregnede værdier. 

På figur 3.5 ses at der ligger en kort genvej fra begge input trinene, V in1 og V in2 til forsyningen. 

Formålet med det, er at hvis der forkommer nogen overgangs strøm i kredsløbet 

kan strømmen gå den korteste vej igen til forsyningen. Det er en del af patientsikkering 

til at mindske risikoen at patienten får uønsket strøm igennem elektroderne fra kredsløbet. 

Diodene sidder så på trinene til at forhindre at strømmen kan flyde derfra og ind i 

kredsløbet. 

2. Endelige forstærkning 

Den “ikke-inverterende forstærkning” er karakteriseret ved, at inputsignalet er koblet på 

operationsforstærkerens positive input, og den negative input er forbundet til outputsignalet 

gennem en modstand RF . Outputsignalet er desuden også forbundet til jord 

gennem to serieforbundne modstande RF og RG (jf. figur 3.6). Denne type forstærkning 

designes som på figur 3.6, hvor der der tilføjet en variabel modstand Rvar i serie med RF .


Figur 3.6: Den Ikke-inverterende operationsforstærker med variabel modstand Rvar i serie med 

Rf . 

For at finde frem til forstærkning kan der vha. Kirchkoff spændingslov KVL, findes 

forholdet mellem VIN og VOUT , hvor der er tilføjet en variabel modsand Rvar i serie med 

RF (Mancini, 2002): 

RG 

Vin = Vout 

RG + (RF + Rvar) 

Vout 

Vin 

= RG + (RF + Rvar) 

RG 

= 1 + (RF + Rvar) 

RG 

Beregning af modstande for variabelforstærker 

(3.7) 

For at designe en variabel operationsforstærker, er det nødvendig med en variabel modstand, 

der kan styres af brugeren, og en dertil passende valgt OPAMP. Der vælges at 

benytte en variabel modstand RV ar = 100kΩ. Det giver følgende værdier for RF og RG 

når, den variable modstand sættes i seriekobling med RF : 

Gain(a) = Vout 

Vin 

= 1 + RF 

RG 

1. lign.:(2.600 + 2.200) = 4.800 = 1 + RF + 100kΩ 

RG 

2. lign.:(2.600 − 2.200) = 400 = 1 + RF + 0Ω 

⇓ 

RF = 9, 07kΩ og RG = 22, 7Ω 

Dermed er der nu fundet værdier for de to faste modstande, og det endelige kredsløbet 

kan simuleres. Hvis der i den endelig implementering skal være være præcis den samme 

RG


forstærkning, er det vigtig at måle på de modstande, der benyttes. Specielt er det fundet, 

at der kan være stor variation på de variable modstande, der benyttes. q 

3.3.2 Simulering af signalforstærkning 

Der bruges ’Transient analysis’ funktionen i LTspice, for at simulere virkningen af forstærkeren. 

Simulering af instrumenteringsforstærkeren 

Der bruges to sinus inputsignaler til instrumenteringsforstærkeren, med en lille amplitudeforskel. 

Amplituderene i de to inputsignaler er hhv. 1, 6V og 1V , hvilket giver en 0, 6V 

forskel, som vil blive forstærket med et gain på 5. Resultatet vises på figur 3.7. 

Figur 3.7: Simulering af instrumenteringsforstærkeren med et gain a=5. Output vises den sorte 

kurve, og de to inputs vises som den røde og blå kurver. 

Grafen viser, at dette design af en instrumenteringsforstærker giver den forventede egenskab. 

Simulering af den ikke-inverterende forstærker 

I simuleringen er der brugt et sinus-signal med 1mV som amplitude, og med en frekvens 

på 300Hz. Der er simuleret både den minimale forstærkning på 400 og den maksimale på 

4800 samtidig, hvor den variable modstand Rvar sættes til henholdsvis 0, 1Ω og 100kΩ. 

Simuleringen fra LTspice ses på figur 3.8.


Figur 3.8: Simulering af ikke-inverterende forstærker med forstærkning på 4800 og 400. 

Inputsignalet, Vin, ligner en ret linje, på grund af dets lille amplitude i forhold til de 

to outputsignaler. Vmax har en amplitude på 4,8V og Vmin har en amplitude på 0,4V, 

hvilket passer til den forventede endelige forstærkning. 

3.3.3 Design af signalfiltrering 

Et filter kan karakteriseres ved 

pasbånd, transitionsbånd og stopbånd 

(se figur 3.9). Et pasbånd er 

området, hvor alle frekvenser ideelt 

set passerer lige godt gennem 

filtret, hvorimod stopband er området 

hvor ingen frekvenser ideelt 

set passerer. Transitionsbåndet 

er overgangen mellem pasog 

stopbånd, hvor dæmpningen 

af frekvenserne gradvist stiger. 

Et filters orden bestemmer hvor 

smalt transitionsbånd er og dermed 

hvor hurtigt støjen dæmpes, 

dvs. når ordenen stiger bliver 

transitionsbåndet smalere (Man- 

Figur 3.9: Overføringsegenskaber for et lavpasfilter 


cini, 2002). Der findes overordnet set to slags filtre, LRC filtre (passive filtre) og aktive 

filtre. Passive filtere anvender kun modstande, kapacitorer og spoler, hvorimod aktive 

filtre benytter modstande, kapacitorer og operationsforstærkere. Desuden bruges passive 

filtre kun, når et signalet ligger på frekvensområde større end 1 MHz, mens aktive filtre


bruges på lavere frekvensområder, dvs 1 Hz til 1 MHz (Kugelstadt, 2008). På grund af 

det lille frekvensområde, som EMG-signal har (jf. tabel 2.1), blev det aktive filtre valgt. 

Der findes flere forskellige slags aktive filtre, men der blev valgt at implementere en aktiv 

Butterworthfilter, fordi den har den ønskede egenskab, at den giver en maksimalt glat 

overføring i pasbåndet. 

Beregning af komponenter til lavpasfilter 

Med baggrund i Kravspecifikationer for filtrene, skal der designes et lavpasfilter, som kan 

fjerne frekvenser højere end 800Hz, deriblandt støjet ved 900 Hz, minimalt med 21 dB, 

som Amin (vist på figur 3.9). Det afgøres, at der vil bruges 30 dB for Amin, for at sikre 

en effektiv virkning af filtret. Amax blev fastlagt til 3dB. 

Dette bruges så til at finde ordenen på filtret. Ordenen findes ved hjælp af ligningen for 

Butterworth filtre fra Sedra & Smith (2004): 

Amin = 10log10 

� 

1 + ɛ 2 

� ωs 

ωp 

� 2N � 

Hvor ɛ = � 10 Amax/10 − 1 og N er filtrets orden. 

� 

�� 

30 = 10log10 1 + 103/10 � � � � 

2 

2N 

800 

− 1 

300 

� 

� 

3 = log10 1 + 10 3/10 � 

− 1 

� � � 

2N 

800 

300 

10 3 � 

= 1 + 10 3/10 � 

− 1 · 2, 6 2N 

10 3 � 

− 1 = 10 3/10 � 

− 1 · 2, 6 2N 

103 − 1 

103/10 = 2, 62N 

− 1 

� 

N 103 − 1 

103/10 = 2, 62 

− 1 

(3.8) 

N = 3, 62 ≈ 4 (3.9) 

Lavpasfiltret skal derfor være et 4. ordens filter. 

Filtret vil sammensættes af to 2. ordens Butterworth filtre af Sallen-Key topologi. Filtrets 

komponenter beregnes ved hjælp af ligningen for 2. ordens Butterworth filtre (Mancini,


2002): 

Rn,n+1 = 

� 

a1 · Cn+1 ∓ a2 1 · C2 n+1 − 4b1 · Cn · Cn+1 

4π · fc · Cn · Cn+1 

fc er filtrets knækfrekvens. a1 og b1 aflæses fra Mancini (2002) til at være: 

1. filterblok a1 = 1, 85 b1 = 1 

2. filterblok a1 = 0, 765 b1 = 1 

Cn og Cn+1 for begge filtertrin beregnes udefra følgende sammenhæng: 

4b1 

Cn+1 ≥ Cn 

a2 1 

For første filterblok vælges C1 til 100nF . C2 bliver derfor: 

C2 ≥ 100nF 

4 · 1 

1, 85 2 

(3.10) 

(3.11) 

(3.12) 

C2 ≥ 117nF (3.13) 

Den tætteste værdi for C2 der er adgang til, er 150nF . 

For anden filterblok vælges C3 til 100nF igen. C4 bliver så: 

C4 ≥ 100nF 

4 · 1 

0, 765 2 

C4 ≥ 683nF (3.14) 

Den bedste værdi for C4, som kan findes, er 1µF . 

De beregnede kondensatorværdier bruges så til at beregne modstandenes værdier ved 

hjælp af ligning 3.10. Det giver: 

R1 = 1, 85 · 150nF − � 1, 85 2 · 150nF 2 − 4 · 100nF · 150nF 

4π · 300 · 100nF · 150nF 

= 2, 6kΩ (3.15) 

R2 = 1, 85 · 150nF + � 1, 85 2 · 150nF 2 − 4 · 100nF · 150nF 

4π · 300 · 100nF · 150nF 

= 7, 21kΩ (3.16) 

R3 = 0, 765 · 1µF − � 0, 765 2 · 1µF 2 − 4 · 100nF · 1µF 

4π · 300 · 100nF · 1µF 

= 888Ω (3.17) 

R4 = 0, 765 · 1µF + � 0, 765 2 · 1µF 2 − 4 · 100nF · 1µF 

4π · 300 · 100nF · 1µF 

= 3, 17kΩ (3.18)


Komponentværdier fundet i dette afsnit sættes ind i et diagram for lavpasfilteret, der 

vises på figur 3.10. 

Figur 3.10: Diagrammet for det 4. ordens lavpasfilter, der bliver implementeret. 

Beregning af højpasfilterkomponenter 

Hvis man tager Kravspecifikationer for filtrene i betragtning igen, skal der designes et 

højpasfilter, som kan fjerne DC-støjet og frekvense under 5 Hz minimalt med 39dB, som 

Amin. Amax blev fastlagt til 3dB. 

Dette bruges så til at finde ordenen på filtret. Der bruges samme princip som i ligningen 

3.8, men i stedet for ωs 

ωp 

bruges der . Dette gøres, fordi højpasfiltre beregnes ved hjælp 

ωp ωs 

af ligninger til lavpasfiltre med tærskelværdier omvendt, for at undgå minus fortegnet på 

ordenen. 

� 

Amin = 10log10 1 + ɛ 2 

� � � 

2N 

ωp 

(3.19) 

ɛ = � 10Amax/10 − 1 og N er filtrets orden. 

� 

�� 

39 = 10log10 1 + 103/10 � � � � 

2 

2N 

5 

− 1 

0, 5 

� 

� 

3, 9 = log10 1 + 10 3/10 � 

− 1 

� � � 

2N 

5 

0, 5 

10 3,9 � 

= 1 + 10 3/10 � 

− 1 · 10 2N 

ωs 

10 3,9 − 1 = 10 3/10 − 1 · 10 2N 

103,9 − 1 

103/10 = 102N 

− 1 

� 

N 103,9 − 1 

103/10 = 100 

− 1 

N = 1, 95 ≈ 2 (3.20)


Højpasfiltret skal derfor være et 2. ordens filter. 

Her aflæses værdierne for a1 og b1 fra Mancini (2002) igen. 

a1 = 1, 41 

b1 = 1 (3.21) 

For at gøre beregningerne nemmere, og fordi filtret skal give unity gain, skal der bruges 

en fælles værdi for C1 og C2 (Mancini, 2002). Værdier for modstande beregnes således: 

1 

R1 = 

π · fc · C · a1 

a1 

R2 = 

4π · fc · C · b1 

C = C1 = C2 vælges til at være 4, 7µ. Dette giver: 

(3.22) 

(3.23) 

1 

R1 = 

= 9, 61kΩ 

π · 5 · 4, 7µ · 1, 41 

(3.24) 

1, 41 

R2 = 

= 4, 77kΩ 

4π · 5 · 4, 7µ · 1 

(3.25) 

Et diagram af filteret, med de fundne komponentværdier vises på figur 3.10. 

Figur 3.11: Diagram for det 2. ordens højpasfilter, som bliver implementeret. 

3.3.4 Simulering af signalfiltrering 

De beregnede værdier for modstande og kondensatorer bruges så til at simulere filtresystemenes 

virkning i programmet LTspice.


Simulering af lavpasfiltret 

Virkningen af det simulerede filter analyseres så ved hjælp af ’AC Analysis’ i computerprogrammet 

LTspice. Figur 3.12 viser bodeplottet over simuleringen af lavpasfilterets 

virkning. 

Figur 3.12: Bodeplottet for simuleringen af 4. ordens Butterworth lavpasfilter 

Det kan ses på grafen, at ved 300Hz er dæmpningsniveauet lige på 3dB. Ved 800Hz 

ligger kurven på cirka 34 dB, hvilket viser, at dette design af et filter overholder de 

definerede krav. 

Simulering af højpasfiltret 

Funktionen ’AC Analysis’ bruges igen, for at tegne et bodeplot over højpasfiltrets virkning. 

Dette vises på figur 3.13. Det kan ses på grafen, at ved 5Hz ligger kurven præcist 

på 3dB. Ved 0, 5Hz er kurven nede på cirka 40 dB. Dette viser, at dette filterdesign 

ligeledes overholder de definerede krav.


Figur 3.13: Bodeplottet for simuleringen af det anvendte 2. ordens højpasfilter 

3.3.5 Design af ensretter 

Det optagede EMG-signal forventes til at være et hurtigt svingende signal mellem plus 

og minus. Signalets middelværdi forventes derfor at ligge på nul. For at kunne udføre 

behandling af signalet i form af integration af signalet er det derfor nødvendigt først at 

ensrette det. Da integratoren er et inverterende kredsløb, og dermed skifter fortegn på 

spændingsværdien, ønskes der at ensrette til negativt. Dermed opnåes i sidste ende, at 

få en positiv arealværdi for signalet. Kravspecifikationer for ensretterblokken fastlægger 

også, at der skal bruges en fullwave rectifier. 

Der kan generelt fullwave ensrettes ved enten “the brigde rectifier” (Wheatstone brigde) 

eller “precision rectifier circuit” (Sedra & Smith, 2004), hvor der bruges hhv. et kredsløb 

af 4 dioder i en bro eller der kan anvendes 2 “superdioder” med både dioder og OPAMP. 

Der vælges at designe en precision full-waverectifier, pga. signalets størrelse, og krav om 

præcision. 

I “precision rectifier” benyttes der generelt flere af egenskaberne for OPAMP, inverterende, 

feedback-loop og at strømmen gemmen en diode er entydig bestemt. Derved kan 

signalerne ved til positivt eller negativ. Der vælges at design udfra eksemplet i fundet i 

Mancini (2002). R1,2,4,5 vælges til 100kΩ og R3 sættes lig med 50kΩ (anbefalet i Mancini 

(2002)). Diagrammet for dette kredsløb vises på figur 3.14. I dette eksempel bruges et 

kredsløb med 2 OPAMP, der er inverterende. Det er retningen på de to dioder D1 og 

D2, der bestemmer ensretningen for outputsignalet. Negativt inputsignal, vil gå gennem 

den venstre OPAMP og dioderne D1+D2, samt have unity-gain pga. R1 = R2, og bliver 

inverteret. Herefter vil signalet igen vendt af 2. inverterende OPAMP (til højre på figur 

3.14). Denne vil igen have unity-gain, og derved bliver output lig input, for negative sig-


naler. Positivt inputsignal vil blive blokeret af de to dioder D1+D2 ved den 1. OPAMP, 

og signalet vil kun komme gennem højre opamp, der inverterer med unity-gain, og resultatet 

bliver da negativt. I tilfælde af at dioderne D1+D2 vendes bliver hele signalet 

således vendt positivt. 

Undfra kravspecifikationerne 3.2.3 bestemmes, at hele signalet skal vendes negativt. Figur 

3.14 illusterer det endelige kredsløbet, der bliver implementeret. 

Figur 3.14: Diagram for ensretteren, der bliver implementeret (Mancini, 2002). 

3.3.6 Simulering af ensretter 

Der bruges funktionen ’Transient Analysis’ i LTspice for at simulere outputsignalet fra 

ensretteren. Simuleringen af ensretterens virkning vises på figur 3.15. 

Figur 3.15: Simuleringen af den anvendte ensretter. 

Grafen viser, at ensretteren danner hele signalet den negative polaritet, hvilket viser et


korrekt design. 

3.3.7 Design af integratoren 

For at signalet kan behandles i komparatoren skal det først føres igennem en integrator. 

Integratoren integrerer det inverterede signal fra ensretteren i forhold til tiden fra ensretteren 

og sender en bestemt spændingsværdi gennem “hold and sample” til komparatoren. 

En integrator er opbygget lige som en aktiv lav-pas filter, se figur 3.17. Men i integrator 

er Vin (V1) en tidsafhængig funktion og den virtuelle jord ved input på operationsforstærkeren 

betyder, at Vin bliver en virkning i forhold til R, og dermed bliver strømmen 

i1(t) = V1(t) 

R . Denne strøm løber gennem kondensatoren C, hvilket betyder en opladning 

af C. Hvis man antager, at kredsløbet begynder at køre til tidspunktet: t = 0, så vil der 

til et vilkårligt tidspunkt t , være strømmet i1(t) ind på C med en ladning, der svarer 

til: � t 

0 i1(t)dt. Således at spændingen over kondensatoren VC(t) bliver ændret i forhold 

til 1 

� t 

C 0 i1(t)dt. Hvis de initiale spænding på C (ved t = 0) betegnes, VC så: 

VC(t) = VC + 1 

C 

� t 

0 

i1(t)dt (3.26) 

Hvis Vout(t) = −VC(t) kan nedenstående ligning give funktionen for Vout(t) i en intergrator 


Vout(t) = − 1 

RC 

� t 

0 

Vin(t)dt − VC 

(3.27) 

Der forventes, medmindre kondensatoren bliver regelmæssigt afladet, at outputspændingen 

vil ende på det driftsområde som operationsforstærkeren kan levere (som er ±3V i 

dette system). 

Hvor VC er outputspændingen til tiden t = 0, som er 0V . Modstanden R blev valgt til 

at være 100kΩ, for at størrelsen af kapacitor ikke blev for stor. Til at udregne størrelsen 

på kondensatoren bruges overstående ligning 3.27 

Den maximale spændingsværdi, som komparatoren kan vise, er 3V (jf. kravspecifikationer 

for komparator 3.2.6), derfor sættes Vout til 3V . Værdien på � t 

0 Vin(t)dt findes udfra 

data i pilotforsøget, ved at tage middelværdi af signalet fra én muskelkontraktion, som 

vist på figur 3.16. I forhold til pilotforsøget og grafen på figur 3.16 så multipliceres dette 

med 3, da dette passer inden for den ønskede forstærkning i forhold til forstærkningen 

i pilotforsøget. Tiden t sættes til 1, 2s, hvilket svarer til en max. cyklus i kravspecifikationen. 

For pilotforsøget findes en middelværdi på −0, 261V (middelværdien vises på 

figur 3.16, som den stiplede linje). Det skal nævnes, at dette er en tilnærmelse af, hvad 

integrationen af denne graf ville give, men det afgøres, at være fint til dette formål.


Figur 3.16: Det ensrettede EMG-signal fra pilotforsøget over 1,2 s (en max. swingfase). Middelværdien 

af signalet ses som en stiplede linie med en værdi på −0, 261V . 

De fundne værdier indsættes ind i ligningen 3.27: 

� 1,2 

1 

3V = − 

100 · 103Ω · C 0 

−0, 261 dt − 0 

1 

3V = − 

100 · 103 · (−0, 3132) 

Ω · C 

0, 3132 

C = 

100 · 103Ω · 3V 

C = 1, 04µF (3.28) 

Diagrammet for integratoren med de beregnede værdier vises på figur 3.17. 

Figur 3.17: Diagram af den designede integrator 

3.3.8 Simulering af integratoren 

Integratoren simuleres i LTSpice med et ensrettet 100 Hz sinus signal med en amplitude 

på -410 mV. Denne signalamplitude blev brugt, da den har en middelværdi, som ligger 

på -261 mV. Dette er nødvendigt, hvis antagelser fra ligning 3.28 skal overholdes.


Virkningen af integratorblokken simuleres ved hjælp af ’Transient Analysis’ i LTSpice, 

og vises på figur 3.18. 

Figur 3.18: Grafen viser simulering af intergratoren med 1µF kondensator i LTSpice, med 

ensrettet sinussignal med amplitude på -410mV som inputsignal. 

Det kan ses, at systemet integrerer lidt for hurtigt i forhold til den valgte tid. Outputtet 

fra blokken er nået til ca. 3, 1V i løbet af 1,2s. Det er et tegn på, at en kondensator på 

1µF oplades for hurtigt. For at give en sikkerhedsmargen for blokken vil der simuleres 

integratorkredset med en kondensator, som er minimum 2 gange større end den udregnede 

værdi, dvs en 2, 2µF . Resultatet af simuleringen vises på figur 3.19. 

Figur 3.19: Grafen viser simulering af intergratoren med 2, 2µF kondensator i LTSpice, med 

ensrettet sinussignal med amplitude på -410mV som inputsignal. 

Det ses på figur 3.19, at blokken integrerer langsommere, og vil ikke nå at satureres, selv 

om swingfasen skulle blive en del længere end 1,2s. Det forventes heller ikke at at det 

egentlige EMG-signal vil være lige så jævnt som det simulerede signal, og der formodes


derfor, at EMG-signalet sandsynligvis vil oplade 2, 2µF kondensatoren endnu langsommere, 

end simuleret. Hvis det kommer til at ske ved nogle patienter, at integratoren med 

en 2, 2µF kondensator ikke vil være i stand til at opnå et outpuniveau på 3 V i løbet en 

swingfase, kan forstærkningen øges. Der afgøres derfor, at en kondensator på 2, 2µF er 

det sikre valg. 


I systemets funktionalitet (jf. afsnit 3.1.1) står der, at spændingsværdien fra intergratoren 

skal holdes fra “heel-on” frem til “heel-off”. Med fokus på, hvor meget tid brugeren har 

til at se og vurdere sin gang ud fra diodedisplayet er det vigtigt, at værdien derfor kan 

fastholde lysdioderne i et acceptabelt tidsrum. 

Der blev valgt at bruge en færdig sample and hold komponent- Low Cost monolithic 

Sample-Hold, SHM-LM-2. Diagrammet for den valgte funktion af SHM-LM-2 er vist 

på figur 3.20, hvor signalet går igennem blokken ved samplingssignal (FSR signal) off, 

og bliver fastholdt ved samplingssignal on. Tærkselspændingsværdien, VT (vist på figur 

3.20) er givet ved Vout − 1, 4V , hvilket ligger langt under de forventede 5V, som FSR vil 

give ved “on”, da den højest vout for denne blok bliver 3V (DATEL, år ukendt). 

Figur 3.20: Kredsløbet af sample and hold, baseret på DATEL (år ukendt) 

Komponenten har en input- og en output terminal, to forsynings terminaler, en sample 

control terminal som styres af fodsensorene (FSR), samt en jord terminal. Den har også 

en terminal til en hold-kondensator, som databladet anbefalede at bruge med 0.1µF 

(10nF ) (DATEL, år ukendt). 

3.3.10 Komparator 

Det ønskes, at komparatoren deler signalet op i ti niveauer, så det er muligt at få ti 

dioder til at lyse og vise feedback. Komparatoren er et op-amp kredsløb som er delt op


i 10 ens trin. Hver trin har en op-amp, et 1kΩ modstand og en diode. Komparatoren 

fungerer således, at signalet som kommer ind (Vin) deles op i intervaler, som svarer til 

hvor mange dioder skal lyses. Dvs. at hvis maximal spændingsgrænsen på komparatoren 

er 3V (se kravspecifikationer 3.2.6) og der skal bruges 10 diode display, vil spændingsniveauen 

på hver trin blive 0, 3V (10/3). Der blev valgt at bruge en færdig komponent, 

dot/bar display driver LM3914, hvilket kan ses på figur 3.21. Komparatoren indholder 10 

Figur 3.21: Figuren viser den brugte komparator komponent og dens foreslåede virkning (National 

Semiconductor, 2000) 

spændingsniveauer som kan indstilles vha. to modstande på indgangen af komponenten 

(R1 og R2 vist på figur 3.21). Størrelsen på de to modstande kan findes ved at bruge 

ligningen fra databladet for LM3914 display-driver (National Semiconductor, 2000). Den 

maximale spændingsniveau på komparatoren beregenes således: 

RefOutV = 1, 25(1 + R2 

) (3.29) 

R1 

3V sættes ind for RefOutV (se kravspecifikationer for komparatoren 3.2.6). R1 vælges 

til 1kΩ pga. lav indput impedans og R2 findes med at sætte 1k Ω for R1 ind i ligningen. 

3V = 1, 25(1 + R2 

1kΩ ) 

⇔ R2 = 1, 4kΩ


3.3.11 Computerbrugerfladen og diodedisplay 

For at brugeren af systemet kan følge sin træning på fornuftig vis, er det vigtigt med en 

god og let brugergrænseflade. Derfor er det afgørende at systemet bliver nemt at gå til, 

samt at brugeren får de oplysninger frem, som bliver efterspurgt. Det skal ligeledes kun 

være den information, som er blevet fundet gavende i forbindelse med rehabiliteringen 

af apopleksipatienter med footdrop-problemet. Desuden skal det være muligt at opsamle 

og lagre data, så brugere kan gå tilbage i tiden og fremkalde data fra tidligere træning. 

På den måde, kan man over tid se hvordan udviklingen er forløbet, hvilket forhåbentlig 

skulle gavne i en træningssituation. Nemlig ved at sammenholde ny feedback med en 

tidligere træning, kan der ses en nøjagtig udvikling af muskelaktiviteten under gang, og 

måske samtidig et realistisk bud på, hvornår patienten kan generhverve den “normale” 

gangfunktion. 

Figur 3.22: Brugergrænseflader for det samlede Bio-feedbacksystem med brugeren i centrum 

Det ses på figur 3.22, at brugeren skal kunne få feedback direkte fra det analoge kredsløb 

vha. tændte lysdioder, og fra computeren, der er tilkoblet gennem en ADC-converter. 

Dermed sker databehandlingen og opsamlingen gennem computeren, mens øjebliksvisningen 

kan følges både med og uden brug af computer. 

Diodedisplayet er meget simpelt og bruger ti dioder til at vise brugeren sin muskel 

aktivitet med tre forskellige farve af lys. Der er to røde dioder, fire gule og fire grøne 

dioder, som lyser i forhold til, hvor meget spænding, der kommer fra komporatoren. 

Computervisningen er også meget simpelt. Computeren bruger en udviklede udgave af


et program som er laveret i LabView2009. Gruppen brugte et scope logger program fra 

Knud Larsen 1 (ST3-ScopeLogger.vi), som blev ændret og tilpasset til projektet. Softwaret 

bruger NIDAQ-USB6009 ADC til at opsample data fra systemet. Derefter laves der 

et EMG-graf fra de påmålte muskle (Tibialis Anterior) og gemmer det som en graf og 

som en text fil (hvis brugeren vil behandle det videre f.eks. i MATLAB). Samplingsfrekvensen 

blev påsæt til 2kHz til at minimere tab af signalet(se minimal samplingfrekvens 

fro EMG signal i Konrad (2005)). Text filen og billeden nævnes med patientens initiale, 

hvilken fod måles på og dato og tid fra gangøvelsen. Det eneste som brugeren gør er at 

indtrykke patientens initaler og vælg hvor foden ham måler på og tryk på en “On” knap 

til at gøre programmet klart til øvelsen. Programmet optager pt. kun EMG-signal fra et 

ben ad gangen, som styres af de ledninger fra hvilken fod kobles til ADC. Dette kan let 

skiftes under en gang øvelse. 

3.3.12 Spændingsforsyning 

Forsyningen til hele systemet er delt op i to dele. Den første del er forsyning til den del af 

systemet som behandler signalet fra musklen, dvs. alt fra filtrene til komporatoren. Den 

anden blok er forsyningen til lysdioderne (pga. lysdioderne relative stor strømforbrug). 

Kravspecifikationerne til forsyningen siger at den skal levere en stabil spænding på ±5V 

til systemet. Derfor var valgt at bruge to 9V (en for minus og en for plus) batterier og 

to spændingsregulatorer, som kan holde stabil spænding på hhv. ±5V fra batterierne. 

Forsyningen styres så med en afbryder, som tænder eller slukker på forsyningen. Til 

dioderne bruges også et 9V batteri og en +5V -regulator som holder en stabil spænding på 

+5V . Den ekstra forsyningdel er brugt så dioderne ikke overbelaster det øvrige systemet 

i forhold til strømforbrug. 

1 ANsat på AAU


Figur 3.23: Kredsløbdiagram af forsyningen til de ±5V (split-supply) med to kontakter og 

lysdiode. NB. diodeforsyningen er ikke på figuren, da den er ens med +5V forsyningen. 

3.4 Implementering og test 

I dette afsnit ønskes at forklare, hvordan de forskellige blokke bliver implementeret, og 

hvilket større og mindre valg, der er blevet foretaget i forbindelse med udformningen af 

den konkrete prototype. Der vil til hvert afsnit komme en test af blokken, hvor det vurderes, 

om de enkelte dele lever op til kravene og om blokken lever op til den acceptgrænse, 

der er blevet defineret under kravspecifikationerne i afsnit 3.2. 

3.4.1 Signalforstærkning 

De to forskellige blokke af forstærkning er blevet implementeret for i to parallelle kredsløb, 

til optagelse af hvert ben. Generelt set er der blevet implementeret nøjagtig som i designafsnittet 

3.3 af begge kredsløb, og præcist som på diagrammerne i designafsnittet. 

I “instrumenteringsforstræningen” er der brugt følgende komponenter: 

- Instrumenteringsforstærker: AMP04 (i endelig prototype) 

- Modstande (målt) implementeret værdi: 

CH1: 

R1 − R2 = 10, 1 − 10.3Ω, R3 − R4 = 1, 00 − 1, 10MΩ, R5 = 10, 3MΩ, RG 12, 39kΩ 

CH2: 

R1 − R2 = 10, 1 − 10.3Ω, R3 − R4 = 1, 02 − 1, 05MΩ, R5 = 10, 1MΩ, RG 12, 40kΩ 

- Dioder BAT 85 

- Kapacitor C1 − C2 = 4, 7µF 

I “ikke-inverterende forstærker” er der brugt følgende komponenter:

3.4 Implementering og test 59 

- OPAMP: OPA27 

- Modstande (målt): 

CH1: 

RF = 8, 08kΩ, RG = 20, 7Ω, cariabel modstand RV ari = [1, 0Ω; 93, 8kΩ] 

CH2: 

RF = 8, 06kΩ og RG = 20, 8Ω, variabel modstandRV ari = [25Ω; 99, 1kΩ] 

- Afkoblingkondensator: 100nF 

Den begge forstærker er blevet testet i laboratoriet vha. funktionsgenerator, strømforsyning 

±5V og dataopsamling på oscilloscope. 

Test af “instrumenteringsforstærkeren” 

Der blev implementeret to tilsvarende kredskøb til den første forstærkning, en instrumenteringsforstærkning 

med gain på a = 5. Acceptkravet var ±10%, som skal overholdes. 

Der forsøges i første testforsøg med INSTRUMENTERINGFORSTÆRKER AD620, og 

to inputsignaler på hhv. 65mV og 50mV peak-peak og 300Hz, vha. spændingsdeling (der 

anvendes lidt større inputsignal, end det endelige EMG). I første omgang opnåes langtfra 

det ønskede resultat med for meget støj og stort DC-offset, og der forsøges med andre 

løsninger. 

I anden omgang forsøges med en ny type OPAMP “AMP04”, med de samme inputsignaler 

og resultatet ses betydelig bedre. Det forstærkede signal ses på figur 3.24. 

Den endelig forstærkning for instrumenteringsforstærkeren udregnes: Der blev desuden 

Aflæst værdi (P-P) Udregnet 

1. inputsignal ≈ (24mV + 23mV ) = 47mV 

2. inputsignal ≈ (29mV + 31mV ) = 60mV 

Difference =13 mV 

Output Ch:1 ≈ (35mV + 34mV ) = 69mV 

Output Ch:2 ≈ (34mV + 34mV ) = 68mV 

Forstærkning Ch:1 = 5, 2=5% afv. 

Forstærkning Ch:2 = 5, 3=6% afv. 

Tabel 3.1: Test af “instrumenteringsforstærkning” med ønskes forstærkning på a = 5 

beregnet CMRR-værdien. Dette blev gjort ved at påtrykke en fælles DC spænding på 

begge input terminaler på hver kanal, aflæse den resulterende output værdi og beregne 

common-mode forstærkningen ude fra følgende formel:


CMRR = 20 · log10 

� Adifferential 

Acommon 

� 

(3.30) 

Den fælles DC-spænding lå på 1, 575V . Resultaterne af målinger og beregninger viser i 

nedestående tabel 3.2: 

Output Acommon CMRR 

Channel 1. 0,0004V 2, 534 · 10 −4 86, 2dB 

Channel 2. 0,0003V 1, 904 · 10 −4 88, 8dB 

Tabel 3.2: Tabellen viser resultater fra CMRR-beregninger 

De fundne CMRR værdier afviger derfor fra kravspecifikationer med 4, 56% og 1, 78% 

for kanal: Ch.1 og Ch.2 (jf. afsnit 3.2.1). Der er i testen nået resultater, der ligger inden 

Figur 3.24: Grafen viser differensforstærkningen for Ch.1 (venstre) og Ch.2 (højre), fra samme 

inputsignal. Begge signaler er har en amplitude på ca. 60mV peak-peak, og 300Hz 

og en del registeret en del støj, pga. det lille signal. 

for acceptgrænsen. Der kan nu gåes videre til næste test: ikke-inverterende forstærker. 

Test af “Ikke-inverterende forstærker” 

Der blev testet for den minimale og maximale forstærkning med et inputsignal på ≈ 2mV 

peak-peak og 300Hz, hvilket er et realistisk bud på inputsignal. Denne test blev lavet 

med samme inputsignal for begge parallelle kredsløb. 

Der blev defineret en forstærkning (jf. kravspekcifikationer 3.2) i følgende interval: 400 < 

a < 4.800 og accepteret afvigelse på 10%. Der bliver test nr. 1 brugt de modstand, der 

blev definerede i afsnitten om design, da denne forstærkningen ikke var tilstrækkelig,


bliver der regnede nye modstande RF og RG: 

1. lign.:(2.600 + 2.200) = 4.800 = 1 + RF + 90, 0kΩ 

RG 

2. lign.:(2.600 − 2.200) = 400 = 1 + RF + 0, 9Ω 

RG 

RF = 8, 16kΩ og RG = 20, 5Ωde “nye” værdier 

I anden testrunde er der taget højde for afvigelse af den variable modstand RV ari og 

inputsignalet ses som graf på figur 3.25, og grafen for outputsignalet for hhv. Ch.1 og 

Ch.2 ses på figur 3.26. 

Figur 3.25: Grafen viser inputsignalet, som blev brugt til første test af “ikke-inverterende forstærkere” 

for både venstre og højre kredsløb. Signalet er på ca. 2mV peak-peak og 

300 Hz, derfor er y-aksen i mV. Der blev desværre registeret meget støj, pga. det 

lille signal, og negativt DC-offset, udregnet til −0, 65mV 

Forstærkning findes, for at bestemme om resultatet af testen er acceptabelt: 

Aflæst værdi (P-P) Udregnet 

Inputsignal ≈ (0, 2mV + 1, 1mV ) = 1, 3mV 

Ch.1 (venstre) Min Output ≈ (0, 33V + 0, 19V ) = 0, 52V 

Ch.1 Max Output ≈ (3, 6V + 2, 3V ) = 5, 9V 

Ch.2 (højre) Min Output ≈ (0, 33V + 0, 20V ) = 0, 53V 

Ch.2 Max Output ≈ (3, 6V + 2, 3V ) = 5, 9V 

Ch.1 forstærkning 423 < a < 4539 

Ch.2 forstærkning 407 < a < 4539 

Dette giver en samlet afvigelse på mellem 2-6%, hvilket er tilfredsstillende inden for 

acceptgrænsen. Det skal dog nævnes, at der kan være større eller mindre usikkerhed 

forbundet med aflæsningen, pga. en del støj på specielt inputsignalet.


Figur 3.26: Grafen viser forstærkningen af inputsignalet fra figur 3.25 for begge kredsløb i 

forhold til min og max forstærkning. Der ses overensstemmelse mellem signalforstærkningen. 

3.4.2 Signalfiltrering 

Filterkredsløbene på de to channele blev implementeret ved sidan af hinanden på én 

blok. Til hver filtersystem blev der brugt følgende komponenter: 

Test af filtrerne 

For at undgå at skulle adskille lavpas- og højpasfiltre, blev de testet som ét båndpasfiltresystem. 

Testen af filtersystemer blev udført ved hjælp af NI 4461 software fra National 

Instruments. BLokken blev tilkoblet testcomputeren, og en ’Swept Sine’ analyse blev 

foretaget af hver af de to filtersystemer. Samplingsfrekvensen blev sat til 50000 Hz, og 

der blev genereret et sinussignal på 1V med frekvenser fra 0, 4Hz til 1000Hz. Testens 

resultater vises på figur 3.27. 

Graferne viser den beregnede dæmpning kurve og de reele gain værdier for filtersystemene 

ved stop– og knækfrekvenserne, som blev optaget under testen. 

Ved 0, 5Hz, dvs stopfrekvensen for højpasfiltrene, er dæmpningen 35, 5dB på Channel 1 

og 35, 6dB på Channel 2. Det betyder, at de afviger fra den beregnede værdi med: 

|39 − 35, 5| 

Channel 1: · 100% = 8, 97% 

39 

|39 − 35, 6| 

Channel 2: · 100% = 8, 71% 

39 

Ved 5Hz, dvs knækfrekvensen for højpasfiltrene, er dæmpningen 1, 88dB på Channel 1 og 

2, 01dB på Channel 2. Ved 800Hz, stopfrekvensen for lavpasfiltrene, ligger dæmpningen 

på 32, 9dB på Channel 1 og 32, 4dB på Channel 2. Afvigelser fra den beregnede værdi


Lavpasfiltret: 

OPAMO: 2 x OP27 

Modstande (målt): 

CH1: 

R1 = 2, 62kΩ, R2 = 7, 15kΩ, R3 = 0, 883kΩ, R4 = 3, 17kΩ 

CH2: 

R1 = 2, 61kΩ, R2 = 7, 14kΩ, R3 = 0, 886kΩ, R4 = 3, 16kΩ 

Kondensator: C1 = 100nF , C2 = 150nF , C3 = 100nF , C4 = 1µF 

Højpasfiltret: 

OPAMP: 1 x OP27 

Modstande (målt): 

CH1: 

R1 = 9, 75kΩ, R2 = 4, 73kΩ 

CH2: 

R1 = 9, 78kΩ, R2 = 4, 75kΩ 

Kondensator: C1 = C1 = 4, 7µF 

Figur 3.27: Grafen viser de beregnede og de målte dæmpningsværdier for begge filtersystemer.


er derfor: 

|30 − 32, 9| 

Channel 1: · 100% = 9, 67% 

30 

|30 − 32, 4| 

Channel 1: · 100% = 8% 

30 

Ved 300Hz, dvs knækfrekvensen for lavpasfiltrene, er dæmpningen 3, 26dB og 2, 97dB 

på henholdsvis Channel 1 og Channel 2. Det kan ses, at filtersystemerne overholder alle 

designede egenskaber på stopfrekvensen indenfor 10% margenen. Desuden skal der se 

bort fra at knækfrekvensen i højpasfiltrene og lavpasfiltrene kommer ikke op til maksimal 

dæmpning (3, 3dB), da dæmpning ved knækfrekvenser betyder kun, at signalet vil blive 

mindre dæmpet i pasbåndsområdet. Så længe dæmpningen ved stopfrekvensen er kraftig 

nok og dæmpningen ved pasbåndet bliver ikke større en 3, 3dB (jf. kravspec. for filtrering 

3.2.2), vil filtrene fungere korrekt. 

Med baggrund i ovenstående, godkendes dette design af signalfiltrering. 

3.4.3 Ensretter 

De valgte værdier fra designafsnittet var implementeret i systemet og testet. Tabel 3.4 

viser de valgte og de benyttede komponenter. 

Ved ensretteren er der brugt følgende komponenter på hver channel: 

- OPAMP OPA27 


CH1: 

R1,2,4,5 = 100, 1 − 100, 3KΩ, R3 = 51, 1kΩ 

CH2: 

R1,2,4,5 = 100, 1 − 100, 3KΩ, R3 = 51, 0kΩ 

- Afkoblings kondensatorer: 100nF 

- Dioder: 1N448 

Tabel 3.3: Komponenteliste med de valgte og implementerede værdier i ensretter kredsløbet 

Test af ensretter 

Test af de to ensrætter kredsløb blev udført med en funktionsgenerator og NI-DAQ- 

USB6009 til computer. Testsignalet var et sinussignal med amplitude på ca. 1V og frekvens 

på 300Hz. Der kan ses på figur 3.28 at signalerne blev helt ensrettet ned under 

0V . Således at de to kredsløb opfylder kravspecifikationerne for ensretteren (jf. 3.2.3) og 

blev accepteret til brug i systemet.


Figur 3.28: Test af ensretter, et sinus signal og ensrettet sinus signal på channel et og to 

3.4.4 Integrator 

De komponenter som var implementeret i integrator kredsløbet på begge channel, kan 

ses på nedenstående tabel. 

-OPAMP: OPA27 


CH1: 

R = 100, 1kΩ, Raflad = 4, 98kΩ 

CH2: 

R = 100, 2kΩ, Raflad = 4, 99kΩ 

- Kondensator (målt) implementeret værdi: 

C = 2, 2µF 

Tabel 3.4: Komponenteliste med de valgte og implementerede værdier i integrator kredsløbet. 

NB. Raflad benyttes i kredsløb med relæ


Test af integrator 

Test af de to parallelle integratorkredsløb blev udført vha. en funktionsgenerator og NI- 

DAQ-USB6009 til computer. Testsignalet var et sinussignal med amplitude på 410mV 

jf. design 3.3 og frekvens på 300Hz. Det skal bemærkes at testsignalet først var igennem 

ensretteren, i modsattefald ville integrationen blive 0V . Derfor, til at få et plus integreret 

test signal var det nødvendigt at bruge også ensretteren. 

Der kan ses på figur 3.29 at signalet blev integreret tilfredsstillende op til 3V hver gang 

efter at integratoren nulstilles. Således at de to kredsløb opfylder kravspecifikationerne 

for integrator (jf. 3.2.4). Desuden skal det bemærkes, på billeden kan det ses at integra- 

Figur 3.29: Test af Ch.1 (venstre) og Ch.2 (højre) integratorblok i intervallet [0; 3V ]. Det ses, 

at der fremkommer en ret linie op til 3V, som skal vises på komparatoren. NB. der 

blev for højre blok testet gennem “sample and hold” blokken. 

toren integrerer over 3V på en tidspunkt. Det skal se bort fra og betyder ikke noget, 

da hvis integrerede signalet bliver over 3V (efter mindste mulig forstærkning) kan det 

tage mindst 2s og det forventes ikke at en swingfase hos apopleksi patiente tager så 

lang tid (jf. afsnit om apopleksi patient gang 2.7). Det har desuden ingen betydning for 

komparatoren end det at den viser fuld diode visning. 

Udfra testen af integratoren vurderes det, at begge integratorer for Ch.1 og Ch.2 integrerer 

op til 3V acceptabelt. 


De to forskellige blokke af “sample and hold” er blevet implementeret i to parallelle 

kredsløb til visning af integrationen fra hver fod. I sample-and-hold er der brugt følgende 

komponenter:


- Sample and hold: SHM-LM-2 

- Kapacitor C = 10nF 

Test af “sample and hold” 

Der testes for begge kredsløb for om den oplagrede integratorensværdi holdes for hver 

blok mellem signalet fra fodkontakten. Grafen for venste og højre blok ses begge samlet på 

figur 3.30. På figur 3.30, ses at spændingen falder en lille niveau, inden “sample and hold”- 

Figur 3.30: Test af venstre og højre “sample and hold” i volt til tiden. NB. der fremkommer 

ikke samme spændingsværdi, da der ikke integreres helt over samme interval. 

blokken holder værdien, frem til næste integration. Dette skyldes, at kapacitoren når at 

aflade lidt under “acquisition time”. Da dette fald ikke har en større værdi (< 0, 02V ), 

accepteres denne test af “hold and sample”. Der blev desuden testet med “hold” for 

> 60sek (jf. kravspec. for “sample and hold” 3.2.5), og dette gav desuden ikke nogen 

ændring. 

Ud fra disse resultater blev “sample and hold” kredsløbet accepteret til brug i systemet. 

3.4.6 Komparator og diodedisplay 

Følgende komponenter blev implementeret i komparatoren og diodedisplayet: 

Testet blev udført med en strømforsyning, hvor spændingen fra strømforsyningen var 

brugt til at simulere et integreret EMG-signal. Komparatoren og dioderne blev testet 

samtidig for at se antallet af lysdioder, der var tændte når spændingen blev ændret med 

0, 1V , fra 0V op til 3V . Resultaterne viste, at begge dioderækker lyste rigigt i forhold til 

inputspændingen ind i komparatoren, dvs. at for hver stigning på 0, 3V lyste en diode 

mere. Komparatoren og dioderækken blev derfor accepteret til brug i systemet.


- En dot/bar display driver LM3914 (Liniær) med ti spændingsniveauer 

- To udenstående modstande(målt) til komparatoren(display driver) : 

CH1: 

R1 = 0, 995KΩ, R2 = 1, 439kΩ 

CH2: 

R1 = 0, 996KΩ, R2 = 1, 429kΩ 

- Et modstand på 100Ω blev også implementeret mellem senere forsyningen (+5V ) og 

dioderne 

- To sæt af Ti lys dioder; to røde, fire gule og fire grønne 

Tabel 3.5: Komponenteliste med de valgte og implementerede værdier for komparatoren og 

diodedisplayet 

3.4.7 Spændingsforsyning 

Spændingsforsyningerne blev implementeret med følgende komponenter: 

- Tre 9V batterier (to til plus spænding, en til minus spænding) 

- En grøn lys diode til at vise om forsyningen er tændt eller ikke slukket 

- Regulatore 78L05 og 79L05. Kan holde spændingen på præcist +5V eller −5V 

- Afbryder til regulator 

Tabel 3.6: Komponenteliste med de valgte og implementerede værdier for spændingsforsyningen 

Den maximal strømforsyning var 0, 1mA, pga. valg af regulatorer. Der blev således implementeret 

to spændingsforsyninger. En forsyning på ±5V til kredsløbet, og en forsyning 

til dioderne på +5V . Denne ekstraforsyning til dioder blev nødvending at implementere, 

da strømforbruget denne blok næsten var ≈ 0, 1A, ved 20 tændte dioder. 

Test af spændingsforsyning 

Test og måling af forsyningene blev udført med en voltmeter. De målte værdier på 

forsyningen var: Forskellen på maximale strømstyrken ved plus og minus batterierne 

Forsyning Ønskede Volt Forbrug max. strømstyrke Målt Volt 

Systemets forsyning ±5V output 0, 079A(+)0, 056A(-) (målt) +5, 03V og −5, 10V 

Diode forsyning +5V output 0, 088A(+) (målt) +5, 05V 

Tabel 3.7: Testede værdier for spændingsforsyning 

skyldes, at der bruges kun plus forsyning for “sample and hold” og komparatoren.


De udleverede batterier har en kapacitet på 550mAh (VARTA, 2002). Derfor vil den 

positive spændings batteriets levetid være: 

T+ = 550mAh 

79mA 

= 6, 96 ≈ 7timer (3.31) 

Den negative spændings batteriets levetid vil være: 

T− = 550mAh 

56mA 

Batteriets levetid diodedisplayet vil være: 

T+ = 550mAh 

88mA 

= 9, 8 ≈ 10timer (3.32) 

= 6, 25 ≈ 6timer (3.33) 

Dette viser at systemet kan køre i omkring 6 timer. Efter det har diodedisplayet ikke 

nok strøm til at tændes. 

Det bestemmes, at testen for strømforsyningen accepteres, med en ubetydelig afvigelse 

fra de den forventede spænding på hhv. ±5V og +5V . 

3.4.8 Computervisning - Software 

Opsætning og programkode 

Implementering og test af opsamlingsprogrammet blev fortaget i computerprogrammet 

“LabView2009” på projektgruppens computere. Der var brugt en advanceret udgave 

af DAQmx’s programmeringsmetode i LabView til at foretage signaloptagelsen fra 

NIDAQ-USB-enheden. DAQmx tillader mere specifikke indstillinger end de øvrige DAQprogrammeringskoder 

og var desuden brugt i den tidligere referet ScopeLogger.vi, som 

Knud Larsen 2 lavede, og programmet er en videreudbygning af dette. 

Programmet blev designet efter det formål, at det skulle være så nemt som muligt at 

bruge og forstå. Derfor består programmet af kun to brugerflader, som desuden begge er 

udarbejdet på engelsk. Den første del åbner straks ved åbning af programmet, som en 

startside, og giver en kort introduktion til gruppen og projektet, samt hvordan programmet 

bruges. Startvinduen giver mulighed for enten at afslutte eller forstætte til signal 

behandlingsdelen af programmet, hvorefter den anden brugerflade åbnes. 

Behandlingsdelen viser først to popup vindue, som først beder brugeren om patientens 

initialer og dernæst hvilken fod, der skal optages EMG signal på. Efter at brugeren har 

trykket på “OK”, vil der ses en stor graf, som viser et “live EMG-signal” fra det analoge 

kredsløb, en start/stop knap, et link til at vælge, hvorhen billederne af graferne samt 

tekstfilerne skal gemmes og til sidst en “exit” knap. 

2 Ansat ved Aalborg Universitet på institut for Sundhedvidenskab og Teknologi


Figur 3.31: På figuren ses behandlingsdelen af programmet med initial-popup vinduet. 

En del af den kode, der danner og gemmer tekstfilerne med datapunkter fra grafen 

kommer fra “ScopeLogger.vi”. Desuden blev det brugt en “MatLab script node”, som behandler 

de gemte tekstfiler. 

For at bruge fodsensorene til at afbryde og begynde sampling af EMG-signalet, var det 

nødvendigt, at bruge to analog inputkanaler på ADC. Programmet var indstillet på den 

måde, at ADC’en for begge kanaler, var kørt på differential mode, og den skulle optage 

data kontinuerligt. Med en samplingfrekvens på 2kHz, og en input spændingsområdet 

bliver optaget fra −5 − 5V . 

Sampling af EMG-signalet var indstillet således at hver gang, der i øvelsen registeres 

“heel-off” (spænding bliver mindre end 2V i fodsensorene) begynder programmet at vise 

EMG-signalet på grafen samt at lave tekstfilen og en billede. Visning af EMG-signalet 

fra “heel-off” til “heel-on” blev kun vist på skærmen til at fokusere på EMG signalet når 

foden er i swingfase dvs. når foden bruger TA musklen mest (jf. afsnit 3.1.1 om systemets 

funktion). 

Test af koden 

Programmet blev testet med et input sinussignal med amplitude på 2V og 100Hz. Fodsensoren 

var brugt til at afbryde og tænde sampling på sinussignalet. Programmet virkede 

og viste en stabil linje på 0V på grafet når fodsensoren var trykket og et sinus signal når 

fodsensoren ikke er trykket ned (se på figur 3.32). Selvom programmet ikke kan lave bil-


leder pt. så blev det stadig accepteret til brug i det samlede system. Det var konkluderet 

da det dog lavede tekstfiler, som muligt godt kan bruges til at lave graffer i MatLab. 

Figur 3.32: Screenshot af programmet under test


3.5 Patientsikkerhed i forbindelse med instrumentet 

Patientsikkerhed og specielt elsikkerhed er altafgørende i biomedicinsk udstyr, og der 

bliver derfor lagt stor vægt på, at strømmen, der findes i instrumentet ikke kan påføres 

patienten og andre brugere af udstyret. Selvom der arbejdes med små strømme og 

spændinger, kan der ske fejl i opstillinger og udstyr, som kan medføre skader på patienten. 

Galvanisk adskillelse sørger for, at der ikke er direkte kontakt mellem patienten og 

elnettet. Den skal forbindes mellem ADC-converteren og computeren. Dette udstyr må 

ikke forårsage ændringer på inputspændingen, fordi dette signal skal bruges til analyse. 

Desuden forsynes instrumentet med batterier, fremfor at bruge elnettet, hvilket også 

minimere muligheden for at sende større fejlspænding til patienten. 

En galvanisk adskillelse kan virke på to måder, 

nemlig optisk og magnetisk. En magnetisk galvanisk 

adskillelse virker ved, at der vikles ledning omkring 

en lukket jernring. Der bør være lige mange 

vindinger på begge sider, for hvis dette ikke er tilfældet, 

vil den virke som en transformator. En optisk 

galvanisk adskillelse fungerer ved, at en lysdiode 

transmitterer signalet videre til en fotosensor, 

og bliver derved gengivet. Ulempen ved en optisk 

galvanisk adskillelse er, at denne ikke giver ligeså 

meget isolation eller linearitet som den magnetiske 

(Wolf & Smith, 2004). Der vælges at implementere 

en færdig USB-adskildelse “USB Isolator - USI-01”, 

der er “BF”,“CE” godkendt til en isoleringsspænding 

på over 4kV. 

Figur 3.33: USB-isolator model: 

ISI-01, der bruges som 

galvanisk adskillelse 

med computeret og 

ADC 

Fodkontakterne, som bruges til at følge patientens gangcyklus, er et instrument, der ligeledes 

skal forsynes, for at fungere. Dette sker gennem de 230V, som elnettet levere. 

Dette vil dog også ske med en galvanisk adskillelse. Denne adskillelse bliver taget med 

for ikke at kunne påvirke patienten med nogen form for elektriske shock, hvis der skulle 

gå en lækstrøm mens disse sensorer er påført hælene. Der vælges at benytte en galvanisk 

adskillelse i form af “isolation transformer” mellem stikkontakten og instrumentet. 

Til sidste skal der findes, hvad det størst “elektriske shock” kan være, hvis “worse-case” 

sker i EMG-instrumentet, mens patienten har fået påført overfladeelektroderne. Kredsløbet 

er som benævnt forsynet med to 9V-batteri, hvilket vil givet en samlet spændingsforskel 

på 18V. Dette kan nåes i tilfælde af, at regulatorene stå af. Effekten af det maximale

3.5 Patientsikkerhed i forbindelse med instrumentet 73 

“elektriske shock” er den største strømstyrke, der kan påføres patienten: 

Som bekendt er der standard for medikotekniske instrumenter, som instrumentet skal 

over overholde som minimum, eksempler er IEC, MDD, CE. Der fandes tal for IEC, International 

Electro-technical Commission, fra en rapport fra DS, Dansk Standard om det 

elektriske kredsløb: (Elektromedicinsk udstyr, Del 1: Generelle sikkerhedskrav og væsentlige 

funktionskrav, DS/EN 60601-1 2. udgave 2006-12-12) 

1. Total PATIENT LEAKAGE CURRENT: Normal condition: max. 10µA 

2. Total PATIENT LEAKAGE CURRENT: Single fault condition: max 100µA 

I laboratioriet blev der test for de to værdier: 

1: (Med to inputsignaler på 1, 1V og 1, 2V ) 1, 2 − 2, 4µA (målt) (yderst tilfredsstillende) 

2: (Med de 9V direkte på input) 104 − 108µA (målt) (delvist tilfredsstillende) 

Der blev i nr.2 testet for 9V (direkte på batterier), dvs. i dette tilfælde ville både spændingsregulatorne 

og Instrumenteringsforstærkerne være “defekte” samtidige. Det blev 

konstateret at strømstyrken var noget lavere, hvis der blev målt med de ±5V , og på 

den baggrund vurderes det, at “PATIENT LEAKAGE CURRENT” ligger godt inden for 

kravene jf. IEC/DS’s normer. 

For at give en ide om den skade det “elektriske shock” kan foråsage en voksen persen, er 

figur 3.34 medtaget, som viser skader i forhold til en strøm på 60Hz over 1-3 sek tværs 

gennem overkroppen.


Figur 3.34: Oversigt over hvilke skader forskellige størrelser af strømstyrke kan forårsage på 

kroppen ved 60 Hz AC strøm(tæt på el-nettet) (Webster, 2009)

KAPITEL 4 

Systemtest 

Der er i det forgående kapitel i afsnit 3.4 under “implementering og test” blevet udført 

test af systemet for de enkelte blokke, for at se hvorvidt disse lever op til de formulerede 

krav i kravspecifikationer 3.2. Efter der blev opnået tilfredsstillende resultater, blok for 

blok, og alle disse ligger indenfor de fomrulerede acceptgrænser, vil det nu være passende 

at teste det samlede system. Der bliver, i første omgang, rent fysisk samlet hele det 

analoge kredsløb, som således kan testes som ét system i sammenhæng med fodsensoren. 

Dette gøres både for et kendt, genereret signal, og derefter for et EMG-signal. Derefter 

testes det analoge kredsløb i sammenhæng med den digitale dataopsamling i computerprogrammet 

med et antal raske forsøgspersoner fra uden for gruppen. Der vil blive 

testet med forsøgspersoner på en treadmill for at få den mest realistiske gang, og for at 

give forsøgspersonerne den bedste mulighed for at følge “real time” feedbackvisningen på 

dioderækken. 

Det giver således i alt fire test, der kommer i flg. rækkefølge: 

1. Test af det analoge kredsløb med funktionsgenerator, dette gøres desuden med 

digital dataopsamling i computerprogrammet 

2. Test af det analoge kredsløb med EMG-signaler, dette gøres også med digital dataopsamling 

i computerprogrammet 

3. Test af det samlede system med forsøgspersoner uden for gruppen 

4. Test af det samlede system på treadmill, for mest realistisk gangfunktion 

75

76 Systemtest 

Efter følger nu ialt fire test, i hvert sit afsnit. Der er efter hvert afsnit en efterfølgende 

delkonklution, der beskriver om forsøget gav de ønskede resultater. 

4.1 Test af det analoge kredsløb i laboratoriet 

Formålet med første forsøg: 

• At teste det samlede analoge kredsløb, med fodsensoren tilkoblet 

• At teste om der kunne registeres en overensstemmende forstærkning på de to kanaler: 

Ch.1 og Ch.2 

• At test sammenhængen mellem antallet af tændte dioder i forhold til det integrede 

signal 

• At teste det samlede system med sampling igennem computerprogrammet 

Forsøgets forløb og resultater bliver beskrevet i det følgende: 

I den første test af det samlede kredsløb, blevet der teste for funktionalitet vha. af signal 

fra en funktionsgenerator og en spændingsdeling mellem de to inputsignaler. Der blev 

brugt et inputsignal fra funktionsgeneratoren på 25 mV pp og 200 Hz. Derved var de to 

signaler: 

100kΩ 

1. input:25mV · 2·100kΩ+1kΩ = 12, 56mV 

1kΩ 

2. input:25mV · 2·100kΩ+1kΩ = 12, 43mV 

Diff. input:7, 54mV − 7, 46mV ≈ 0, 13mV 

Denne lave diff. inputspænding begrundes i, at der 

vil testes, så signalet kunne testes fra minimum til 

maximum forstærkning, uden at signalet “klippes”. 

Derpå sættes fodsensor til, for at test om den også 

virker efter den foreskrevede funktion. Det samlede 

analoge kredsløb med fodsensor implementeres testes 

herefter med brug af ocilloscoope, for at se at 

Figur 4.1: Foto af første test af det 

samlede system 

test hvorvidt dette virker. På figur 4.2 vises testen for det analoge kredsløb, hvor der testes 

for begge kanaler: Ch.1 og Ch.2 og med både min. og max forstærkning direkte fra “endelig 

forstærkning”. Dette gøres for at sikre, at der kan forstærkes ens for EMG-signaler 

på begge ben. Desuden er medtaget to DC-spændinger målt mellem “Sample-Hold” og 

komporatoren opdaget på tilfældige tidspunkter.

4.1 Test af det analoge kredsløb i laboratoriet 77 

Figur 4.2: Figuren viser signalet fra funktionsgeneratoren på Ch.1 og Ch.2 med min. og max. 

forstærkning. Der er desuden opdaget to DC-spændinger mellem “Sample-Hold” og 

Komparatoren. Integratortest2 viser det maximale niveau, der blev registeret fra 

Integratoren. 

I næste trin kobles computeren i 

den første samlede test af hele systemet. 

Der bliver forbundet vha. 

NIDAQ ADC-converter og USI- 

01 USB-isoleringsboks, og programmet 

sættes op til at sample 

for først Ch.1 og derefter 

Ch.1. Der bliver trykket på fodsensoren 

med jævne mellemrum, 

for at teste den funktionalitet i 

forhold til samlingen i computerprogrammet. 

På figur 4.3 vises 

det samplede sinussignal fra 

begge kanaler over knap 1 sek. 

Der blev samplede med 2000 

Hz, men desværre med blev der 

også registeret et positivt DCoffset, 

som det ses på graferne. 

Figur 4.3: Figuren viser sinussignalet fra funktionsgeneratoren 

på Ch.1 og Ch.2 samplede gennem 

computeren, med lidt forskellig forstærkning. 

Der ses desværre et større DC-offset i forbindelse 

med signalet optaget fra funktionsgeneratoren. 

Som det sidste trin i forsøget, blev sammenhængen testet mellem antallet af tændte lysdioder 

i forhold til DC-spændingen ind i komparatoren. Dette skulle sikre linaritet i antal 

dioder med et interval på 0,3V og desuden overensstemmelse mellem DC-spændingen på

78 Systemtest 

de to kanaler. Der blev brugt fodsensoren til at holde dioderne fra [1; 10], hvor imens 

spændingen blev målt med multimeter. Resultatet for måling for Ch.1 og Ch.2 ses på 

tabel 4.1:. 

Ch.1 Ch.2 

Spænding:(V) Antal dioder Spænding:(V) Antal dioder 

0,283 0 0,305 0 

0,5 1 0,35 1 

0,811 2 0,72 2 

1,001 3 1,021 3 

1,335 4 1,272 4 

1,626 5 1,601 5 

1,861 6 1,87 6 

2,181 7 2,212 7 

2,562 8 2,53 8 

2,832 9 2,88 9 

3,164 10 3,11 10 

Tabel 4.1: Test af antal tændte lysdioder i forhold til inputspænding til komparator. Signalet 

blev genereret vha. funktionsgenerator, og der er brugt “Sample-Hold”-funktionen 

pmed fodsensor samt multimeter, for at måle spænding 

4.1.1 Delkonklusion 

Der blev i første forsøg, beskrevet i ovenstående afsnit 4.1, testet for funktionalitet, første 

det samlede analoge kredsløb, og dernæst for “det samlede system”. Der viste sig 

fine forsøgsresultater i de første to forsøg, på baggrund af figur: 4.2, registeret en overensstemmelse 

mellem forstærkningen på de to kanaler, samt at få fodsensoren tilkoblet. 

I samplingen med computeren blev der også optaget et sinussignal, hvor det samplede 

tidsintervallet var bestemt af tryk på fodsensoren fj. figur 4.3, hvilket var helt efter hensigten. 

Desværre blev der også optaget en betydelig DC-offset, hvilket ikke var tiltænkt. 

I test af diodedisplayet jf. tabel 4.1, viste der sig fin linaritet mellem spændingen og antal 

tændte dioder, og der blev fundet overensstemmelse mellem de to kanaler. På grund af 

det vurderes det, at første forsøg endte succesfuldt. 

4.2 Test af det analoge kredsløb med EMG-signaler 

Formålet med andet forsøg: 

• At teste “det samlede system” med et “ægte” EMG-signal fra en forsøgsperson

4.2 Test af det analoge kredsløb med EMG-signaler 79 

• At sample EMG-signal på computeren i forhold til tryk på fodsensorene 

• At teste om EMG-signalet bliver samplet uden at blive “klippet” 

I andet forsøg bliver “det samlede 

system” testet med et ægte 

EMG-signal som input, og der 

bliver påsat fem overfladeelektroder 

på en forsøgsperson af typen: 

Neuroline 720, to på hver muskel 

(Tibialis Anterior) samt én referenceelektrode 

(ved knæet). Desuden 

bliver der tilkoblet to fodsensorer, 

til at styre samlingen. 

I dette forsøg benyttes der desuden 

også 9V-batterier som forsyningsspænding 

(for at opnå den 

beskrevede patientsikkerhed), og 

igen USI-01 USB-isoleringsboks 

og NIDAQ AD-converter. Der 

bliver samplede først for venstre 

Figur 4.4: Figuren viser to grafer for det samplede 

EMG-signal for venstre og højre ben, der blev 

optaget på computer 

fod, og dernæst for højre. Imens kunne muskelkontraktionen følges stigende på dioderækken, 

indtil der trykkes på fodsensoren, og resultatet blev holdt. Mellem hver tryk på 

fodsensoren blev der samplede en tekstfil på computeren, og på figur 4.4 ses to tilfældige 

EMG-signaler af venstre- og højre ben. I forsøget blev forstærkningen indstillet (ens på 

begge kanaler), således at signalet ikke klippede, men at det stadig var stor nok til at 

kunne ses tydelig på dioderækken: Optil ca. 6-8 tændte dioder for hvert skridt. 


I forsøget med EMG-signaler blev der testet for funktionalitet af “det samlede system” 

med et EMG-signal fra en forsøgsperson, og signalet blev testet både i forhold visningen 

på dioderækken og samplingen på computeren. Det viste sig, at der fint kunne samples 

EMG-signaler fra det analige kredsløb og gennem det designede computerprogram. Efter 

hver swingfase, kunne der registreres et antal dioder, og der fandtes god overensstemmelse 

mellem de to ben, og kun et lille udsving på ca. 1-2 dioder, mellem hvert skridt. Der 

kunne derfor let ses en form for middelværdi i forsøgspersonen EMG-signal. På baggrund 

af figur 4.4 og den succesfulde visning på diodedisplayet, vurderes det, at andet forsøg 

gik vellykket.

80 Systemtest 

4.3 Test af det “samlede system” med forsøgspersoner uden 

for gruppen 

Formålet for tredje forsøg: 

• At test det “samlede system” med et antal forsøgspersoner uden for projektgruppen 

• At finde ud af om systemet er kalibreret til at kunne håndtere forskellige forsøgspersoner 

• At få en umiddelbar respons på funktionaliteten af det “samlede system”, og den 

elektromyografiske feedback, som vises på dioderækken under gangen 

Der blev i tredje forsøgsrunde testet for “det samlede” kredsløb, hvor i alt tre forsøgspersoner, 

uden om gruppen, fik i alt fem overfladeelektroder påsat af typen: Neuroline 720 

(2 ∗ 2 til måling af EMG for Tibialis Anterior samt én referenceelektrode) og desuden 

en hælkontakt under hvert ben. Fælles for alle forsøgspersoner var, at de var almindelige, 

raske, unge mænd, og elektroderne blev påsat efter at hårene på benene var blevet 

fjernet forsigtigt med et barberblad, uden at læderhuden blev skrabt af. Derpå kunne 

muskelaktiviteten følges “real time” på diodedisplayet, og der blev samplede data til computerprogrammet 

via ADC-converteren NIDAQ og USB-isoleringsboksen USI-01. Efter 

hver test blev forsøgspersonerne spurgt om følgende: 

Spørgsmål til forsøgspersonerne: (svar 1-5, 1 = dårlig, 5 = bedst) 

1. Vurder forberedelse, altså tiden der gik inden test kunne begyndes? 

2. Hvordan kunne du relatere din gang i forhold til dioderne? 

3. Kan man nå at følge live feed-back under gang? 

Svar fra tredje testrunde: 

Forsøgsperson 1: Forsøgsperson 2: Forsøgsperson 3: 

Svar 1: 5 Svar 1: 4 Svar 1: 5 



Tabel 4.2: Svar på spørgsmålet stillet lige umiddelbart efter forsøget

4.3 Test af det “samlede system” med forsøgspersoner uden for gruppen 81 

Forsøgsperson 1: 

Personens kommentar: Det er svært at 

følge dioder på bordet, mens man går 

rundt. Det kunne være nemmere på et løbebånd. 

Vores kommentar: Forsøget gik planmæssigt, 

dog lidt højere EMG-signal end forventet, 

og signal var tæt ved at klippe. 


Vores kommentar: Forsøget gik planmæssigt, 

og EMG-signalet lå fint inden for den 

forventet område. 

Figur 4.5: Foto af forsøgsperson i gang med 

test af det samlede system 


Personens kommentar: Det kan være svært at opfange dioderække mens man går, og 

kigger til siden. 

Vores kommentar: Forsøget gik planmæssigt, dog lidt højere EMG-signal end forventet, 

og signalet var tæt ved at klippe. 

Der kunne i alle tre tilfælde registeres en “real time” feedbackvisning på dioderækken 

samt en tilfredsstillende registrering og opsamling i computerprogrammet. Der kunne 

under hver “heel-on” til “heel’off” ses, at Sample-Hold holdte værdien, så dioderne forblev 

uændret i dette tidrum. Der var ved alle tre forsøgspersoner en variation mellem hver 

skridt på ±2 − 3 dioder, eftersom hvert skridt ikke er ligelangt, og med den samme 

muskelkontraktion i Tibialis Anterior mv. Dette var inden for den formodede naturlige 

variation, og en form for middelværdi kunne let registeres i hvert tilfælde, og dioderækken 

vurderes at vise det der var tiltænkt i systembeskrivelsen. 

Test af dataopsamling i tredje forsøg 

Test af dataopsamling og brug af LabView programmet foregik på computeren ved siden 

af det analoge kredsløb. Der blev optaget EMG-signal på hhv. venstre- eller højre ben fra 

hver forsøgsperson under gangøvelsen skiftevis. Imens kunne de tre forsøgspersoner kun 

se dioderækken, og computerbrugeren kunne se “live feedback” på skærmen. Samplingen 

af EMG-signalet blev kun vist på skærmen når den fod blev løftet op, og det var også 

kun i dette interval, at signalet blev registreret. 

Udsnit af det registerede EMG-signal ses for alle forsøgsperoner på nedenstående figur

82 Systemtest 

4.6. 

Figur 4.6: Figuren viser EMG-signalet fra alle tre forsøgspersoner på et tilfældig valgt tidspunkt 

under øvelsen 


Forsøget med forsøgspersoner uden for gruppen blev udarbejdet for at teste, om det 

samlede system fungerede med de forventede resultater, og for at se om der kan registreres 

forskel på muskelaktiviteten på Tibialis Anterior, mellem højre og venstre fod under 

almindelig gangøvelse. Derfor var den variable forstærkning også ens på Ch.1 og Ch.2 

under tredje forsøg. 

Samlede set gik tredje testrunde generelt problemfrit, og der blev i de tre tilfælde målt 

et generelt tilfredsstillende EMG-signal på begge ben af Tibialis Anterior. Desværre lå 

muskelsignalet generelt lidt højere end forventet. Det skal selvfølgelig også tage med, at 

alle de testede forsøgspersoner var unge og raske personer, og derfor vil EMG-værdien 

ligge generelt højere end for apopleksipatienter. 

Ud fra resultaterne kan det vurderes at hele systemet opfylde de krav for visning af 

biofeedback under gangøvelse. LabView programmet virkede som det var tiltænkt og 

samplede EMG-signal på korrekt tidspunkt. Der var dog lidt forskel på amplitudene 

af EMG-signalerne mellem de tre forsøgspersoner, hvilket sandsynligvis skyldes naturlige 

forskelle i hudimpedans, placering af overfladeelektroder på musklen og forskellig 

muskelstørrelse mv.

4.4 Systemtest på “treadmill” 83 

4.4 Systemtest på “treadmill” 

Formål med fjerde test: 

• At teste det “samlede system” uden en realistiske gangøvelse på en “treadmill” 

(løbebånd) under forskellige lave hastigheder 

• At teste for korrekt sampling af EMG-signaler på begge ben skiftevis 

• At teste for elektromyografisk feedback i form af diodedisplayet under realistisk 

gangfunktion 

Det sidste test for hele systemet blev lavet med to raske forsøgspersoner på en “treadmill” 

(løbebånd), hvor det analoge systemet blev placeret i synsfelten foran forsøgspersonen. 

Forsøgspersonen gik med forskellige hastigheder mellem 1, 5km/t og 3km/t med elektroder 

af typen: Neuroline 720, på begge ben, som var tilkoblet til systemet. Desuden 

blev tryksensorerne placeret under hælen på begge ben. Det var primært målet med 

forsøget at se, hvordan diodedisplayet og EMG-sampling kunne følges under en realistisk 

gangøvelse. 

Diodedisplayet visede tilfredsstillende visning i forhold 

til gangen, ligesom EMG-optagelsen på computeren. 

Under testet, viste systemet, at det kunne 

give rigtigt og letforståeligt feedback under almindelig 

gang med forskellige hastigheder. 

Et tilfældig udvalgt EMG-signal, der blev optaget 

fra forsøget, kan ses på nedenstående figur 4.9. 

Det kan ses at EMG-signalet på højrebenet er lidt 

højere end signalet på det venstre, hvilket kan forklares 

af en lille forskel i signalforstærkningen. Dog 

kan det ses at EMG-signalerne, der blev optaget 

på begge ben, viste næsten ligestor udsving uden 

hele swingfasen, når hælen var løftet. Det viser at 

forsøgspersonen også bruger musklen i næsten lige 

lang tid på hvert ben under swingfasen. 


Figur 4.7: Foto af elektrodeplacering 

og hælkontakter i sko under 

klargøring af fjerde 

forsøg 

Ud fra disse resultater kan vurderes at systemet opfylder de forventninger for biofeedbackvisning 

og optagelse af EMG-signaler under almindlig gang. Systemet har vist, at 

diodedisplayet viser “real time” feedback på korrekt tidspunkt i forhold til, hvornår musklen 

bruges, ved forskellige ganghastigheder. Desuden blev forsøgspersonerne enig om, at

84 Systemtest 

Figur 4.8: Figuren viser det samplede EMG-signal på fra højre og venstre ben fra forsøgpersonen, 

som gik på en “treadmill” 

det føles nemt at følge og vurdere ud fra muskelaktiviteten i displayet under gangøvelsen, 

når systemet er placeret i øjenhøjde foran “treadmill” båndet.

4.4 Systemtest på “treadmill” 85 

Figur 4.9: Figuren et foto fra fjerde forsøg af det “samlede system” på en “treadmill”

5.1 Diskussion og konklusion 

KAPITEL 5 

Afrunding 

I forbindelse med test af systemet viste det sig, at det allerede under første runde af testforsøg, 

fungerede tilfredstillende, hvor tre uafhængige personer, blev testet i forbindelse 

med normal gang. Overfladerelektroderne og fodsensorene blev brugt og disse viste, de 

forventet resultat på dioderækken samt ved en successfuld dataopsamling og behandling 

på computeren. 

Uheldigvis viste det sig, at det målte EMG-signal hos de tre forsøgpersoner var lidt 

forhøjere end forventet, hvilket kan skyldes flere faktore. Personerne var alle sammen 

unge mænd, veltrænede og raske. Disse personer vil højest sandsynligt have betydelig 

større muskelsignaler end apopleksipatient har under rehabilitering. Det skal tages i 

betrægtning at systemet blev designet og justeret efter en formodning om EMG-signaler 

på patienter med dropfod, men alene blev testet på raske, unge mennesker. 

Der udover blever der brugt en anden, sandsynligvis bedre typer af elektroder (Ambu 

Neuroline 720) i forhold til pilotforsøget, hvor der blev brugt en mere simpel elektrodetype 

(se bilag 6.1) som kobles til ledningerne mvha klips, hvilket kan give mere støj. Disse 

blev skiftet for at at minimere risikoen for at opsamle støj. Desuden havde gruppen nu 

mere kendskab til den korrekte elektrodeplacering i forhold til de tidligere forsøg. Der 

blev endvidere bedre forberedt i de endelige forsøg fx. ved at fjerne hår på benene, hvor 

elektroderne blev påsat. 

Under test af det samlede system blev der observeret en betydeligt forekomst af meget 

støj, som blev registeret på diodedisplayet før– og efter test med elektroder påsat forsøgs- 

86

5.1 Diskussion og konklusion 87 

personen. Dette formodes at skyldes den relativ høj forstærkning, eventuelt kombineret 

med brug af mange uskærmet ledninger, samt test af systemet i et ikke støjfrit område. 

Dette kunne muligvis også forklares ved, at der manglede forbindelse mellem systemet 

til den fysiske jord. Meget af støjen blev løst med en referanceelektrode på patienten, og 

der blev samlede set iagtaget et meget rent EMG signal, som det var ønsket. 

I testen af de enkelte blokke i det analog kredsløb, blev det vurderet, at disse opfylte 

kravspecifikationerne for det samlede system, og fungerede som beskrevet. På grund af 

det lille signal fra musklen, blev det svært at vurdere, om størrelsen af differantielforstærkningen 

var indenfor acceptgrænsen, men der er dog tests, der tyder på det. Desuden 

voldte det udstyr som var brugt til testen af det samlede båndpasfilter også visse problemer, 

men der blev igennem flere forsøg opnået gode resultater. Forstærkninsområdet 

(fra 2000 til 24.000 gain) har også vist at den kunne være for stort. Til at kunne få gode 

feedback resultater og sammenligning på muskel aktivitet på de to ben, kræves det at 

forstærke begge ben jævnt højt op. Den del i test af systemet blev lidt problematisk pga. 

der var svært at sætte forstærkningen på præcist samme værdi på begge ben. Derudover 

blev systemet altid kalibreret efter hver forsøgsperson, med at sætte forstærkningen højt 

nok op, således at når musklen trækkes mest, bliver det nok til at lige lyse den højeste 

grønne diode. 

Der blev benyttet en færdig løsning hmt. fodkontakten til at styre målingerne af EMGsignalet 

for både computeren og diodedisplayet. Disse fungerede helt efter hensigten, 

dog var denne løsning en anelse besværlig set i forhold til det endelige produkt. Det 

blev desuden vurderet lidt problematisk for forsøgspersonen at udvise en “helt normal 

gangfunktion”, ubesværet, uden at tage særlig hensyn til de mange ledninger, for både 

fodkontakterne og overfladeelektroderne. I første testforsøg blev der testet med normal 

gang frem og tilbage (tre meter), hvilket kun var en kort gangvej, og besværliggjorde 

mulighederne for at få at følge med på diodedisplayet, der stod på bordet. 

Den digitale opsamling og visning af patientens muskelaktivitet forgik uden de store problemer. 

Der blev designet et computerprogram, ike helt færdigt i forhold til de beskrevet 

kravspecifikationer, uden at programmet kan lave graffer. Programmet kan muliggøre at 

følge patientens muskel- og gangudvikling over en længere tidsperiode ved at sammenligne 

EMG-signalet i dropfoden med “den raske fod”. 

I spørgsmålet om at besvare problemformuleringen, som lyder: 

Hvordan kan man hjælpe ved rehabiliteringe af gangfunktionen hos apopleksipatienter 

med “dropfod” symptomer ved brug af et bio-feedbacksystem? 

vurderes det, at den “færdige” prototype af det samlede system, kan være en mulig løsning, 

for at følge muskelaktiviteten i begge patientens ben, både i “real time” i form af 

dioderne og over tid, ved hjælp af den digital dataopsamling i computerprogrammet. 

Programmet gør, at computerbrugeren kan få bedre muligeheder, for at lave et mere

88 Afrunding 

præcist træningsprogram, der er tilpasset den enkelte patients særlige behov. Det kan 

gøres med brug af graferne og EMG-signalerne ved at vise patienten, hvordan det går 

med genoptræningen og patientens udvikling med brug af musklen over længre tid. Dette 

kan forhåbentlig gavne ved en mere effektiv og målrette genoptræning, og patienter 

opnår hurtigere at få gangenfunktionen tilbage. 

Gruppens løsning på et bio-feedbacksystem er blot en prototype, som virker efter de 

formulerede krav i problemløsningen. Den tager derfor ikke hensyn til nem opsætning, 

den fysiske størrelse, vægten, udseende og robusthed mv. 

Målet med projektet var at bygge et enkelt eksemplar, som kan videreudvikles efter 

brugerens behov og ønsker. 

5.2 Perspektivering 

I forbindelse med test af systemet blev der afsløret nogen fejlaspekter, der kan give nogen 

usikkerhed ved det endelige system. Det viste sig, at der forekom noget støj, specielt når 

referenceelektroden ikke var påsat patienten. Dette kunne måske minimeres ved at viderebygge 

på systemet. Det er ikke hensigtsmæssigt for brugeren, at dioderækken lyser, 

allerede før elektroder er blevet påført patienten, og forsøget dermed er begyndt. Dette 

skyldes højst sandsynlig støj, og kunne måske minimeres ved at teste i et mindre støjfyldt 

lokale, og ved at bygge kredsløbet på en PCB, uden løse ledninger. Desuden kunne 

der tilføjes en switch, der først tændte, når første skridt var registreret i systemet. 

Ydermere vidste testen, at placeringen af overfladeelektroderne er afgørende for et præcist 

og overensstemmende signal med samme signalstørrelse fra gang til anden. Ved at 

gøre det nemmere at placere elektroderne på præcist samme sted mellem forsøgene, ville 

resultaterne være mere valide. Dette kunne opnås ved at benytte sig af andre metoder, 

f.eks. af en lang “sok”, hvor elektroderne og fodsensor ville være indbygget i. Derved 

ville problemer med den vertikale placering være løst. Desuden kunne det måske være 

hensigtsmæssigt at benytte sig af flere, eller større elektroder på musklen (TA), for igen 

at have et større muskelsignal, at sammenligne og følge over tid. 

Ved den næste udgave af systemet, ville det være fornuftigt, at benytte sig af trådløs 

overførsel EMG-signal mellem patienten og opsamlingsapparaturet. Dette kan give en 

mere let og realistisk øvelse af normal gangrehabilitering for apopleksipatienten, da de 

nuværende ledninger let kommer til gene for forsøgspersonen. Der skal også tages hensyn 

til et mindre forstærkningsområde. Den variabilitet forstærkning viste sig at være 

meget upræcist for kalibrering og sammenligning af begge ben. I næste udgave kan den 

variable forstærkning blive yderligere inskrækket, finjusteret og indstillinger mere præ-

5.2 Perspektivering 89 

cis, fx. ved at sætte tal på knappen. Således kan brugeren se hvor meget forstærkning, 

der bliver brugt. Derved undgås, at forstærkningen på benen bliver ujævn i forhold til 

sammenligning af EMG signaler. Desuden kan diodedisplayet blive udført med flere eller 

få dioder, som ændrer, hvor præcist sammenligningen kan være. For hver ekstra diode 

bliver spændingsniveaut på komporatoren mindre, dvs. isted for 3V/10dioder = 0, 3V 

spændingsændring på hver diode. Kan det blive, 3V/15dioder = 0, 2V spændingsændring 

som hver diode kræver til at lyse. Den mængde af dioder som er brugt til diodedisplayet, 

bestemmes af hvor præcis sammeligning skal laveres, flere for mere præcis, eller færre til 

mindre præcis sammenligning. 

Da formålet med diodedisplayet er, at det altid skal være i synsfeltet for at give “real time” 

feedback kan dioderne implemeteres i en anden løsning, f.eks. i et “brilledisplay”, som 

patienten kan påtage under øvelsen eller et fast diodedisplay på en løbebånd(“treadmill”). 

Disse kan også gøres uafhængige af ledninger, ved ligeledes at benytte sig af trådløs kommunikation. 

Fodsensorsystemet var et separat system, som alternativt kunne blive integreret i et 

samlet analogt kredsløb, med fodkontakterne forbundet trådløst til systemet. 

Inden det endelige system skal bygges, skulle det desuden testes på apopleksipatienter, 

frem for på raske personer, for at opnå en mere optimal systemdesign f.eks. med reviderede 

værdier EMG-signaler. 

Under testforsøgene i laboratoriet blev det konstateret, at der var et relativt stort strømforbrug, 

set i forhold batteriernes levetid. Dette kunne sandsynligvis nedsættes betydeligt, 

ved at tage mere hensyn til strømforbrug i systemdesign og valget af komponenter. 

Der kunne tilføjes et kredsløb, der viser batterikapaciteten, så man kunne skifte batterierne 

allerede før de nåede ned under den nødvendige spænding. Dette ville betyde, at 

man kunne udgå, at systemet slukker under et forsøg. 

Man kunne desuden indbygge den “analog til digital” ADC-convetering i det endelig 

system. Ved at undgå, at det ligger som et separat komponent mellem computeren og 

systemet, hvilet igen reducerer antallet af lednigen og mulige fejltilkobling af brugeren. 

Programmet blev lavet med den mulighed at optage EMG signal fra kun et ben. Men 

det kan være muligt at lave et udviklede udgave af programmet hvor det skulle være 

muligt at optage fra begge ben på en live feedback-graf. Det giver brugeren flere muligheder 

for at sammenligne muskel aktivitet mellem benene. Det skal også være muligt 

at ændre grafen således, at EMG signalet vises i samme farve som f.eks. dioderne, dvs. 

rødt, gul og grønt. Eller på den måde, at grafen viser EMG-signalet uden stop, da stan-

90 Afrunding 

cefacen og swingfacen i forskellige farver i forhold til fasen, vha. fodsensorerne. Desuden 

skulle programmet måske selv sammenligne muskelaktiviteten over tid med flere muligheder 

for grafiske visninger i flere henseender. Dette kan minimere brugerens og dermed 

sundhedspersonalets tidsforbrug, som er forbundet med brugen af systemet. 

Systemet kunne desuden også tage hensyn til muskelaktiviteten i flere muskler og muskelgrupper, 

og give muligheden for computeren på den baggrund kunne designe en 

tilrettelagt genoptræningsprogram for patienten. Dette ville i høj grad lette terapeutens 

arbejde og effektivisere, samt motivere patientens rehabilitering samtidigt. 

I det samlede system skal der være implementeret en “galvaniske adskillelse” mellem patienten 

og el-nettet for at opnå maximale el-sikkerhed, hvilket selvfølgelig skal opfylde 

alle de forventede og lovmæssige sikkerhedskrav, der gælder for biomedicinsk udstyr. Ved 

at implementere den galvaniske adskillelse inde i det samlede system, bliver risikoen for 

en fejl, med hensyn til sikkerhed, væsenligt nedsat. 

Som det sidste kan alle de mulige forbedringer ses i nedenstående liste: 

- Støj skal indskrænkes mest muligt: switch der afbryder systemet ved manglende 

reference elektrode, støjfrit område eller få ledninger 

- Elektrode-placering kan forbedres med placering altid på samme sted. 

- Bygge systemet på et PCB med indbyggede ADC, fodsensor og galvanisk adskillelse, 

for at have færrest mulige ledninger. 

- Trådløs forbindelse mellem computeren og systemet, muskler og system. 

- Bygge et bedre diodedisplay, f.eks. i et brille eller i forbindelse med et løbebånd. 

- Lave flere system-test med apopleksipatienter og få kommentar til forbedring af 

systemet. 

- Tage mere hensyn til strømforbrug og indbygge et lys, som viser når der er brug 

for et nyt batteri. 

- Udvikle computerprogram med flere sammenlignings valgmuligheder, med farver 

og optagelse af begge ben på et live graf. 

- Den fysiske udformnig: systemet skal være robust, veje mindst muligt og være let 

at forstå

Litteratur 

“Analog Devices” (2000). “Low Cost, Low Power Instrumentation Amplifier, AMP04”. 

G. Andersen, et al. (2007). ‘Apopleksi - en akut sygdom’. Ugeskrift for læger 

169(40):3367. 

A. S. Aruin, et al. (2003). ‘Base of support feedback in gait rehabilitation’. International 

Journal of Rehabilitation Research 26:309–312. 

F. Correa, et al. (2005). ‘Muscle activity during gait following stroke’. Arq Neuropsiquiatr 

847-851. 

S. Coupaud, et al. (2009). ‘Muscle and bone adaptations after treadmill training in 

incomplete Spinal Cord Injury: a case study using peripheral Queantative Computed 

Tomograhpy’. J. Musculoskeletal Neuronal Interact. 9(4):288–297. 

D. Damiano & S. DeJong (2009). ‘A systematic review of the effectiveness of treadmill 

training and body weight support in pediatric rehabilitation’. J. Neurol. Phys. Therapy 

33(1). 

DATEL (år ukendt). “Low Cost Monolithic Sample-Hold SHM-LM-2”. 

P. M. Davies (2008). “Skridt For Skridt: En Vejledning I Behandling Af Voksne Hemiplegikere”. 

Munksgaard Danmark. 

“Den sociale portal” (nd). “‘Når alting bliver vendt på hovedet”’. 

B. Furie & B. C. Furie (2008). ‘Mechanisms Of Thrombus Formation - Mechanisms of 

disease’. The New England Journal of Medicine 359(9):938–949. 

91

92 LITTERATUR 

L. Giangregorio, et al. (2009). ‘Body weight-supported treadmill training for patients 

with hip fracture: a feasibility study’. Arch. Phys. Medical Rehabilitation 90(12):2125– 

2130. 

G. Gillen & A. Burkhardt (2004). “Stroke Rehabilitation: A Function-Based Approach”. 

Mosby. 

E. A. Giraldo (2007). “‘Stroke(CVA)”’. “The Merck manuals - Online Medical Library”. 

M. Glanz, et al. (1997). ‘Biofeedback therapy in stroke rehabilitation: a review’. Journal 

of The Royal Society of Medicine 90:780–786. 

“Hjernesagen” (2006). “‘Apopleksi”’. “Landsforeningen for mennesker ramt af blodprop 

eller blødning i hjernen”. 

P. Konrad (2005). “The ABC of EMG”, A Practical Introduction to kinesiological Electromyography. 

Noraxon INC, USA. 

T. Kugelstadt (2008). “Active Filter Design Techniques”. 

A. Lamontagne, et al. (2007). ‘Physiological evaluation of gait disturbances post stroke’. 

Elsevier (2007) 717?729. 

R. Mancini (2002). “Op Amps For Everyone”. 

I. Marinkovic, et al. (2009). ‘Decompressive craniectomy for intracerebral hemorrhage’. 

Neurosurgery 65(4):780–786. 

F. H. Martini (2004). “Fundamentals of Anatomy & Physiology”. Benjamin Cummings, 

6.-8. udgave. 

“Medline Plus” (????). “‘Medical Encyclopedia”’. 

R. Merletti & P. A. Parker (2004). “Electromyography”, Physiology, Engineering, and 

Noninvasive Applications. IEEE, Wiley Interscience. 

R. Montoya, et al. (1994). ‘Step-length biofeedback deviec for walk rehabilitation’. Medical 

and Biology Engineering and Computing 34:416–420. 

“National Institute of Neurological Disorders and Stroke” (2009). “‘Post-Stroke Rehabilitation 

Fact Sheet”’. 

National Instruments (2007). “User Guide And Specifications”. 

National Semiconductor (2000). “LM3914 Dot/Bar Display Driver”. 

“Neurofysioterapien” (nd). “‘Vægtaflastet løbebåndstræning”’.

LITTERATUR 93 

S. J. Olney & C. Richards (1996). ‘Hemiparetic gait following stroke. Part I: Characteristics’. 

Elsevier (1996)136-148. 

K. K. Patterson, et al. (2009). ‘Evaluation of gait symmetry after stroke: A comparison 

of current methods and recommendations for standardization’. Elsevier . 

P. M. Pedersen & T. S. Olsen (2007). ‘Rehabilitering af patienter med apopleksi’. Ugeskrift 

for læger 169(40):3398. 

J. Perry (1992). “Gait analyse, normal and Pathological Function”. Slack, 1. udgave. 

H. Peterson, et al. (1996). ‘Auditory feedback regulation of perturbed stance in stroke 

patients.’. Scandinavian Journal Of Rehabilitation Medicine 28:217–223. 

S. Quasthoff (2009). ‘Grundlagen der EMG Untersuchung, Das Neurophysiologie Labor’. 

Das Neurophysiologie Labor pp. 1–27. 

Rigshospitalet (2009). “‘EMG - Klinik Neurofysiologisk Klinik”’. “Info om EMG - elektromyografi”. 

“Royal Buckinghamshire Hospital” (nd). “‘Stroke, head injury & neurological rehabilitation”’. 

M. A. Schleenbaker RE (1993). ‘Electromyobiofeedback for neuromuscular reeducation 

in the hemiplegi stroke patient: a metanalysis’. Arch. Phys. Medical Rehabilitation 

74:1301–1304. 

A. S. Sedra & K. C. Smith (2004). “Microelectronic Circuits”. Oxford University Press, 

5. Edition. 

“Selsakbet Danske Neuropsykologerl” (1998). “‘Apopleksi”’. 

H. B. Skinner (2000). “Current diagnosis & treatment in orthopedics”. the McGraw-Hil 

company, 3. udgave. 

B. S. Spivack (1995). “Evaluation and management of Gait disorders”. Marcel Dekker. 

“Sundhedsguiden” (2009). “‘Apopleksi - blodprop eller blødning i hjernen”’. 

“Sygehus Vendsyssel” (2009). “‘Patientinformation på Brønderslev Neurorehabiliteringscenter”’. 

M. Trew & T. Everett (2005). “Human Movement”. Elsevier, 5. udgave. 

VARTA (2002). “Data sheet for VARTA 4022 E battery”. 

“Videnscenter for Hjerneskade” (2009a). “‘Apopleksi”’.

94 LITTERATUR 

“Videnscenter for Hjerneskade” (2009b). “‘Fysisk aktivitet efter Apoplexi”’. 

“Videnscenter for Hjerneskade” (nd). “‘Videnscenter for Hjerneskade”’. 

C. Walker, et al. (2000). ‘Use of visual feedback in retraining balance following acute 

stroke.’. Physical Therapy 80:886–895. 

J. G. Webster (2004). “Bioinstrumentation”. John Wiley & Sons Inc., 1. Edition. 

J. G. Webster (2009). “Medical Instrumentation: Application And Design”. John Wiley 

& Sons Inc., 4. Edition. 

C. Winesteen (1991). ‘Knowledge of results and motor learning - implications for physical 

therapy.’. Physical Therapy 71:140–149. 

S. Wolf & R. F. M. Smith (2004). “Student Reference Manual for Electronic Instrumentation 

Laboratories ”. Pearson Prentice Hall.

6.1 Pilotforsøg 

Pilotforsøget blev udført på mandag, den 26. oktober. 

Formål: 

- At optage et råt EMG signal fra Tibialis Anterior 

- At kunne identificere det relevante signalområde og eventuelt støj 

- At teste valget af elektroder og deres placeringer 

KAPITEL 6 

Bilag 

- At karakterisere muskelaktiviteten i for en rask forsøgsperson i Tibialis Anterior 

under en gancyklus 

Materialler: 

Der blev brugt tre elektroder for at optage signalet fra benet. Elektrode typen var 

Kendall Q-Trace 5400 Ag/AgCl. Der skal bruges klips som forbinder elektroderne til 

ledningerne. Signalet blev derefter forstærket ved hjælp af en variabel forstærkerboks. 

Som analog til digital convarter blev der brugt NI-6009 af Texas Instruments. Data blev 

derefter lagret på en bærbar computer. 

Forsøgets forløb: 

95

96 Bilag 

Forsøgspersonen var en mand på 22 år, med ingen historik af nerve– eller muskelskader 

på benet, der blev målt på. 

Forsøgspersonen havde to elektroder palceret på midten af Tibialis Anterior musklen, 

cirka 2 cm fra hinanden. Der brugtes en reference elektrode på siden af knæet, da det 

var et sted med lidt muskel aktivitet under huden. Alle steder under elektroderne blev 

barberet og renset med alkohol for at øge kontakten med huden og nedsætte støj. 

Forsøgspersonen skulle udføre løftninger af foden i stående stilling i 10 s. Dette svarer 

egentlig til at udføre dorsifleksion ved hjælp af Tibialis Anterior, som man ville gøre 

under gangen. Samplingsfrekvensen blev sat til 2000 Hz. Signalet blev forstærket 1000 

gange og ingen filtrering blev brugt. Det optagede signal kan ses på figur 6.1. 

Figur 6.1: Det optagede rå EMG signal fra Tibialis Anterior. 

6.1.1 Signalanalyse 

Da data fra pilotforsøget var ufiltreret, kan det godt bruges til at identificere det praktiske 

EMG signal frekvensområde og eventuelt støj. Dette kan bruges videre til at afgøre 

karakteristika for filtrene, som vil bruges i dette projekt. For at identificere eventuel 

støj i optagelsen, blev data fra pilotforsøget brugt til at lave en frekvensanalyse. Udefra 

frekvensanalyse, kan man vurdere, hvilke frekvenser skal frasorteres. For at sørge for at 

signalet behandles i det endelige form, og at filtrene vil fungere korrekt selv med det 

højeste forstærkning, blev data fra pilotforsøget ganget med en faktor 24, for at simulere 

det højetste mulige forstærkning i dette projekt - 24000 (jf. ligning 3.1). 

Resultaterne af et maksimalt forstærket signal (med gain på 24000) fra analysen vises 

på figur 6.2.

6.1 Pilotforsøg 97 

Figur 6.2: Grafen for EMG signalets frekvensanalyse. 

Det vurderes udefra figur 6.2, at det relevante signal ligger under 300 Hz. Det kan også 

ses, at der findes en del dc støj ved 0 Hz, og en del støj ved 900 Hz. Der er derfor brug 

for et båndpasfiltersystem, som udgøres af et lavpasfilter og et højpasfilter. 

For at sikre, at støjet fjernes helt, skal dets amplitude dæmpes ned under den minimale 

spændingsværdi, som analog- til digital-converter (ADC) kan optage. NI-6009 ADC 

instrumentet indstilles til at optage signaler på ±5V (10Vpeak−peak) med 13 bit (som 

“Differential”) (National Instruments, 2007). Det laveste spændingstrin (Least Significant 

Bit) den kan optage er derfor: 

1LSB = Vpp 

2bits 10 

= 

− 1 213 = 0, 00122V = 1, 22mV (6.1) 

− 1 

Det betyder, at alt, som ligger under 1, 22mV , vil blive betragtet som 0mV . Filtrene 

skal derfor dæmpe støjet til niveauet under 1, 22mV . 

Beregning af lavpasdæmpningen 

Figur 6.2 viser en del fremtrædende støj omkring 900 Hz. Det afgøres, at lavpasfiltrets 

stopbåndstærskel, ωs (vist på figur 3.9), skal ligge på 800 Hz, for at give rum til eventuelle 

afvigelser på 100 Hz. Pasbåndstærsklen, ωp, blev fastlagt til 300 Hz. Den minimale 

dæmpning i transitionsbåndet (Amin på figur 3.9) beregnes ved hjælp af følgende overvejelser.

98 Bilag 

Amplituden af støjet liggende ved 900 Hz findes ved at aflæse den største amplitude 

af takkerne ved 900 Hz på figur 6.2. Den findes til at være 13, 6mV . 

T (t) = 1LSB 

v900Hz 

= 1, 22mV 

13, 6mV 

Det betyder, at Amin skal være: 

= 0, 0897 (6.2) 

Amin = −20log10|T | = −20log10(0, 0897) ≈ 21dB (6.3) 

Beregning af højpasdæmpningen 

Da højpasfiltret skal fjerne dc støjet ved 0 Hz, sættes pasbåndstærsklen, ωp, i 5 Hz. 

Stopbåndstærsklen, ωs, sættes ved 0,5 Hz. Amin beregnes ved hjælp af samme metode, 

som ved lavpasfiltret. 

Amplituden af dc støjet findes på figur 6.2 til at være 106mV . 

T (t) = 1LSB 

v0Hz 

= 1, 22mV 

106mV 

Det betyder, at Amin skal være: 

= 0, 046 (6.4) 

Amin = −20log10|T | = −20log10(0, 046) ≈ 39dB (6.5)

6.2 Oversigt over gangcyklus 99 

6.2 Oversigt over gangcyklus 

Figur 6.3: Tabel af muskelaktiviteten i benene over én gangcyklus. De stiplede linier viser 

excentrisk muskelaktivitet, mens de sammenhængende linier viser koncentrisk muskelaktivitet(Skinner, 

2000)

100 Bilag 

6.3 Teori om det analoge kredsløb 

I dette afsnit vil der gennemgåes noget af teorien bag det analoge kredsløb, for at belyse 

nogle af de valg, der er blevet fortaget i systemdesign mm. 

6.3.1 Signalforstærkning med OPAMP 

De følgende afsnit vil gøre rede for “Operationsforstærkers egenskaber” og den ideel operationsforstærker. 

Når der optages biologiske signaler fra kroppen, vil disse altid være ganske små i størrelsen 

af mV eller mindre, og for at disse kan bruges i nogle videre henseender, er det 

nødvendig med en form for signalforstærkning. For muskelsignaler EMG måles der typisk 

i området 0,1-5 mV, når der måles med elektroder på kroppen. Til sammenligning 

er hjerne- og nervesignaler (EKG og EN) helt nede i µV -området, altså en faktor 1000 

lavere.(Webster, 2009) Dette gør EMG-signaler lidt nemmere at arbejde med, men en 

ca. faktor 1000-100.000 forstærkning ønskes stadig for at arbejde i V, frem for mV eller 

µV . Denne forøgelse i spænding opnåes ved at benytte sig af operationsforstærkere, som 

implementeres i kredsløbet. 

Dette kan gøres ud fra 2 overordnet principper: 

• Inverterende forstærkning 

• Ikke-inverterende forstærkning 

Helt overordnet er forstærkningen er givet udfra forholdet af mellem Inputspændingen 

og Outputspændingen: 

G = VOUT 

VIN 

Generelt er det nemmest at forstå den ”ideele 

operationsforstærker”, før der vælges typen 

af forstærker. Derfor må det beskrives, hvad 

der karakterisere en operationsforstærker eller 

”OpAmp”, mht. spænding, strøm, impedans og 

forstærkning, og hvordan denne tegnes. Denne 

ideelle OpAmp ses på figur 6.4. 

Som det ses på figur 6.4, så er inputstrømmen 

igennem OpAmp’en lig 0, mens inputimpedansen 

mellem de to poler uendelig. Derfor tales 

der her også om "Vituel grund"mellem de to 

Figur 6.4: Den “ideele operationsforstærker” 

(Mancini, 2002)

6.3 Teori om det analoge kredsløb 101 

inputpoler: VE = 0. 

På output siden er impedansen mellem VOUT og ground lig 0, og endelig siges forstærkningen 

a (Gain), at være uendelig. Disse egenskaber sammenfattes i nedstående tabel 

6.1. 

Parameter Parameter symbol Værdi 

Input strøm IIN 0 

Input offset spænding VOS 0 

Input impedans ZIN ∞ 

Output impedans ZOUT 0 

Gain a ∞ 

Tabel 6.1: Egenskaber for den ”Ideele operationsforstærker” 

Desværre er ingen af de foruddefinerede karaktaristika 100% sande, men der kan med god 

tilnærmelse godt gøre brug af oplysningerne. Der vil i forbindelse med EMG-signalet ikke 

være den store forskel om regnede på OpAmp’en som ikke-ideel. Derpå vil der gennemgåes 

de to forskellige forstærkningstyper. 

For at kunne vælge typen af forstærker gennemgåes de to typer “Den Ikke-inverterende 

forstærker” og “Den Inverterende forstærker”. 

Den Ikke-inverterende Forstærkning 

Den “Ikke-inverterende forstærkning” er karakteriseret ved, at inputsignalet er koblet på 

operationsforstærkerens positive input, og den negative input er forbundet til outputsignalet 

gennem en modstand RF . Outputsignalet er desuden også forbundet til jord 

gennem to serieforbundne modstande RF og RG. Forstærkningen ændrer således ikke på 

signalet, men kun størrelse af amplituden, deraf navnet. Denne type forstærkning ses på 

figur 6.5. 

For at finde frem til forstærkning, ses først på 

inputsiden. Da der er uendelig inputimpedans 

vides at VOS = VE = 0, så er der samme inputspænding 

på begge poler. Vha. Kirchkoff spændingslov 

KVL, kan der findes forholdet mellem 

VIN og VOUT : 

RG 

VIN = VOUT 

RG + RF 

VOUT 

VIN 

= RG + RF 

RG 

= 1 + RF 

RG 

(6.6) 

Figur 6.5: Den ikke-inverterende operationsforstærke 

(Mancini, 2002)

102 Bilag 

Som det ses, er den mindste forstærkning, når RG bliver stor, i forhold til RF . Da bliver 

gainet a ≈ 1 (dvs. stadig positiv forstærkning), og den største forstærkning er når RF 

bliver stor i forhold til RG, da er a ≈ +∞. (ideel set) (Mancini, 2002) 

Den Inverterende forstærkning 

Den Inverterende forstærkning er karakteriseret ved, at inputsignalet går igennem en 

modstand RG og videre ind i OpAmp’ens minuspol. Desuden er minuspolen videre forbundet 

til outputsignalet gennem modstanden RF . Således er operationsforstærkerens 

pluspol direkte forbundet med jord. Den generelle egenskab for denne forstærkning er, 

at outputsignalet bliver "vendt"eller inverteret og forstærkning kan være både positiv og 

negativ. En figur af denne kobling ses på 6.6. 

For at finde frem til Den Inverterende forstærkning, 

ses først på inputsignalet. Da der ikke 

er strøm gennem OpAmp’en på grund af inputimpedans 

vides„ at IB = 0. Udfra Kirchoff’s 

strømlov KLC, så kan forhold mellem 

inputspændingen og outputspændingen (VIN 

og VOUT ) gainet, bestemmes som: 

I1 = VIN 

RG 

VOUT 

VIN 

= −I2 = − VOUT 

RF 

= − RF 

RG 

Figur 6.6: Den Inverterende operationsforstærker 

(Mancini, 2002) 

(6.7) 

Det kan ses på ligningen for forstærkningen, at den er inverterende, dvs. at den vender 

amplituden, og at gain (a = ) kan være: 0 < a < −∞ (ideel set). 

V OUT 

VIN

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

Create successful ePaper yourself

Delete template?

Save as template?