Білоруський державний університет ІНФФОРМАТІКІ І РАДІОЕЛЕКТРОНІКИ
Кафедра ЕТТ
РЕФЕРАТ
На тему:
«Формування програми управління. Параметри стимулюючого сигналу »
МІНСЬК, 2008
Багатогранна залучення м'язів у процес виконання певного руху (наприклад, верхня кінцівка при певних припущеннях має 27 ступенів свободи) вимагає встановлення низки залежностей між основними параметрами, що характеризують об'єкт управління і визначають характер управління. До таких параметрів належать початкове положення опорного апарату людини (донора і реципієнта), певні параметри ЕМГ донора і реципієнта, сила, швидкість скорочення м'язів при виконанні ними тих чи інших рухів. Слід пов'язувати динаміку певних параметрів ЕМГ в процесі виконання руху з початковим положенням опорного апарату, з силою, що розвивається м'язом (або групою м'язів), і швидкістю її скорочення. Слід також з'ясувати питання, пов'язані з впливом на сумарний силовий ефект таких параметрів стимуляції, як частота, амплітуда, тривалість імпульсу і його форма.
При формуванні програм управління на основі біоелектричного образу рухів необхідний характер скорочення м'язів реципієнта (швидкі або повільні скорочення) задається характером скорочення «донорних» м'язів. В якості останніх можуть служити м'язи іншої людини (донора), що задає програму руху, або власні м'язи тієї людини, рухами якого управляють (реципієнта), але які функціонально не завантажені під час стимуляції.
Основною перевагою систем біоелектричного управління пропорційного типу, є те, що в них людина отримує можливість довільно дозувати біоелектричний сигнал. Однак створення системи пропорційного управління потребує вирішення низки принципових питань, серед яких важливими є вибір способу виділення необхідної або бажаною інформації з біоелектричної сигналу і способу перетворення інформативного параметра біоелектричного сигналу в сигнал, керуючий стимулюючим сигналом.
Для вибору способу виділення інформації необхідно розташовувати характеристиками сигналу. Які ж основні параметри електричної активності миші? З кількісної точки зору ЕМГ перш за все характеризується амплітудним і частотним параметрами. Середнє значення амплітуди інтерференційної ЕМГ при поверх пісному відведення коливається в межах 20 - 200 мкВ. При максимальних напругах м'язи величина електричних коливань ЕМГ може становити 1-2 мВ. Із зовнішніх факторів на величину амплітуди головним чином впливають величина площі відведення та межелектродное відстань. У найбільш загальному вигляді чим більше площа електродів і межелектродное відстань, тим більше реєстрована активність.
Знання частотних характеристик ЕМГ важливо для вибору раціональної смуги пропускання з точки зору ставлення сигнал / шум і обробки ЕМГ для біоелектричного управління.
Переважна кількість досліджень визначають діапазон максимальних амплітуд спектру ЕМГ в межах 70-200 Гц. Виходячи з даних про смузі частот ЕМГ, можна зробити вибір частотної смуги пропускання підсилюючих пристроїв, що використовуються при розробці БЕСУ Що стосується обмеження діапазону пропускання на вищих частотах, то фактично всі дослідники обмежують смугу частотами 800-1500 Гц.
Смуга пропускання обмежується з боку низьких частот по-різному. Щоб максимально послабити мережеві перешкоди, смугу пропускання підсилювача зазвичай починають з частот, що перевищують 50 і навіть 100 Гц (для виключення першої гармоніки мережної перешкоди). Обмеження смуги пропускання підсилювальних пристроїв знизу частотою 100 Гц доцільно ще й тому, що в цій області сильно позначаються частотні складові фізіологічних перешкод і артефактів, а також шуми вхідних каскадів підсилювачів. Хоча обмеження смуги пропускання на низьких частотах до 100 Гц призводить до деякої втрати інформації, цю втрату вважають допустимою. Звуження смуги пропускання підсилювача від 1000 до 50-75 Гц при середній частоті 185 Гц збільшує відношення сигнал / шум в 2,5 рази. Однак наш досвід використання пристроїв біоелектричного управління у нав'язуванні рухів свідчить про доцільність розширення знизу смуги пропускання підсилювальних пристроїв до 20 Гц (як раз з метою зменшення втрат інформації про рух).
Використовувати інтерференційну ЕМГ безпосередньо для управління неможливо. Тому попередньо її потрібно піддати обробці з метою виділення корисної інформації про рух. Потенціали ЕМГ повинні бути відповідним чином посилені і перетворені у форму, придатну для управління.
Використання біопотенціалів для управління пред'являє до методів обробки сигналів ще одна вимога - високу швидкість аналізу даних потенціалів. Без цього неможливо ефективно використовувати біопотенціали для управління, так як протягом часу обробки параметри біологічної системи можуть істотно змінитися. Тому для біоелектричного управління типовий такий режим, при якому відбуваються безперервний відбір і аналіз корисної інформації з негайним використанням результатів цього аналізу для управління.
При біоелектричної управлінні рухами основною метою є те, щоб м'яз реагувала на керуючі сигнали таким же чином, як реагує нормальна м'яз на які надходять до неї нервові імпульси збудження. Успіх вирішення цієї проблеми багато в чому визначається рішенням завдань, пов'язаних з формуванням алгоритму скорочення м'яза, близького до природного. Для цього насамперед необхідно мати дані про тих залежностях, які пов'язують електричний та механічний ефекти активації нормальної м'язи.
Малюнок 1 - Залежність амплітуди інтегрованої ЕМГ, а - від зусилля, що розвивається м'язом, при двох (1, 2) різних постійні швидкостях укорочення литкового м'яза людини; б - від різних швидкостей вкорочення та видовження (2) м'язи.
Більшість елементарних компонентів рухів людини і тварин - це рухи обертальні, і при аналізі цих рухів ми фактично користуємося поняттям моменту м'язових сил. Створюваний м'язом момент залежить від сили і плеча її застосування. Сила м'яза визначається наступними чинниками: розміром м'язи - поперечним перерізом, які пройшли через всі м'язові волокна (фізіологічний поперечник м'язи), рівнем збудження (відносною кількістю м'язових волокон, залучених до активність в даний момент), довжиною м'яза, швидкістю зміни довжини. Залежності м'язової сили від такого числа змінних змушують припустити, що і співвідношення між електричною активністю м'язи і розвивається нею силою буде визначатися великим числом факторів. Однак більшість даних, отриманих починаючи з 50-х років в дослідженнях на людях, дає підставу вважати, що між зусиллям м'язи (напругою при ізометричному скороченні) і параметрами ЕМГ (зокрема, амплітудою інтегрованої ЕМГ) існує лінійна або близька до лінійної залежність (рис . 1).
Зіставлення параметрів інтегрованої ЕМГ і сили при різній довжині м'язів показало, що зміна довжини істотним чином позначається на характері відношення амплітуди інтегрованої ЕМГ до развиваемому м'язом зусиллю (ІР). Наведені на рис. 10 графіки амплітуд ЕМГ для різних вантажів не паралельні і особливо відхиляються при малих і великих значеннях кутів в ліктьовому суглобі. Мабуть, ці відхилення залежать від змін довжини м'язів. Великі зусилля, що розвиваються м'язом, супроводжуються помітним розтяганням сухожиль, що призводить до відхилення від лінійності співвідношень. Тому для великих м'язів з коротким сухожиллям, наприклад для триголовий м'язи гомілки, співвідношення інтегрованої електричної активності і сили м'язи зберігає лінійну залежність для широкого діапазону зусиль цього м'яза. Для м'язів з більш довгими сухожиллями і меншим перетином лінійна залежність може порушуватися при зусиллях порядку 50-70% максимальної. При стомленні зберігається лінійний характер ставлення ІР, а змінюється лише коефіцієнт пропорційності. Зміна в співвідношенні може вносити також не враховується активність антагоніста, яка складає в середньому 10-15% активності агоніста. Крім того, різні м'язи одного і того ж суглоба розвивають різну за величиною силу залежно від положення зчленовуються в суглобі ланок.
Таким чином, хоча в більшості випадків підвищення електричної активності супроводжується збільшенням м'язової сили, кількісне визначення за характеристиками ЕМГ таких механічних параметрів руху, як діючі сили, швидкості, роботи, важко.
БЕСУ пропорційного типу, обробка ЕМГ донорських м'язів включає випрямлення потенціалів з подальшим їх пропусканням через інтегруючу ланцюжок. Згладжування (інтегруючої ланцюжком) випрямлених потенціалів дозволяє одержати стійкий, повільно змінюється сигнал для керуючої системи. При цьому такий випрямлений і згладжений (інтегрований) сигнал несе в собі достатню інформацію про змінюється зусиллі м'язи.
Суттєвим питанням є вибір постійної часу інтегрування. Занадто велика стала часу інтегрування призводить до збільшення затримки і погіршує якість відстеження команд. Невелика величина постійної часу призводить до спрацьовування системи управління в такт з окремими флуктуаціями ЕМГ. Бажано вибрати загальну постійну часу системи управління такою, яка була б близькою затримок, які спостерігаються в організмі людини в природних умовах при управлінні довільними рухами, тобто приблизно дорівнює 0,1 с. У силу цих обставин дослідники, що займаються біоуправління протезами та ортопедичними апаратами, практично вибирають постійну часу інтеграції від 50 до 100 мс. Слід зазначити, що при постійній часу інтеграції, яка дорівнює 100 мс, частка змінних складових (флуктуації обвідної ЕМГ) може досягати 15-20% середнього значення амплітуди.
У устройствес метою зменшення флуктуації обвідної ЕМГ час інтегрування вибрано дещо більшим, рівним 0,2 с.
У сучасній медицині для стимуляції використовують струми, що мають дуже різну форму та параметри: прямокутні, трикутні, експоненціальні імпульси, одне - і двохполярні, синусоїдальні струми підвищених частот, синусоїдальні імпульси діадннаміческіх струмів Бернара, синусоїдально-модульовані струми і т, д. Деяке поширення отримав змінний струм з шумовим спектром, що складається з синусоїдальних коливань (частота від 20 Гц до 20 кГц), безладно комбінуються між собою аналогічно шумовим коливань.
Метод фізіотерапевтичного впливу випрямленими синусоїдальними струмами низької частоти, або струмами Бернара, привернув до себе увагу лікарів різних спеціальностей головним чином тому, що найбільш важливим результатом діадинамотерапії є виражений болезаспокійливий ефект. Крім болезаспокійливого він надає розсмоктуючу дію, сприяє великому припливу крові і видаленню продуктів метаболізму із зони дії струму. Сутність дії діадинамічних струмів імовірно зводиться до «блокування» чутливих нервових закінчень і в зв'язку з цим до припинення проходження патологічних імпульсів з вогнища ураження у відповідні відділи, разом з цим завдяки ритмічним скороченням миші і стінок судин спостерігається поліпшення крово - і лімфообігу, що в підсумку призводить до поліпшення трофіки тканин. У розробленому Бернаром методі діадинамотерапії застосовуються дві частоти імпульсів - 50 і 100 і секунду. За його даними, ефективними є частоти в межах від 20 до 200 імпульсів в секунду. Ряд авторів вказує на доцільність зміни тривалості імпульсів з метою отримання лікувальної цінності та зменшення явища звикання організму (не тільки до диадинамические, але й іншим видам імпульсних струмів, які мають болезаспокійливу дію).
Лікування експоненціальними імпульсними струмами не поступається за своєю ефективністю діадинамотерапії і може бути рекомендовано при захворюваннях периферичної нервової системи (радикуліти, міалгії, нейроміозіти), а також з дещо меншим успіхом при захворюваннях опорно-рухового апарату - неспецифічні поліартрити, спонділоартрози. Останнім часом в електротерапії все ширше починають використовувати аналгезуючу дію змінних струмів підвищених (звукових) частот. На відміну від низькочастотних діадинамічних струмів, що мають постійну складову, змінні струми підвищених частот не викликають роздратування шкіри і відчуття печіння під електродами і краще переносяться хворими.
Синусоїдально-модульовані струми підвищених частот знайшли застосування у вітчизняному апараті «Ампліпульс». Тут несучу частоту 5000 Гц модулюють за амплітудою низькочастотними коливаннями (10-150 в секунду).
Далі було встановлено, що в межах підвищених частот існують оптимальні області (2-5 кГц), при яких поріг збудження м'язів людини опинявся мінімальним, а при незмінному стимулі досягалося найбільше скорочення. Оптимальна частота для порогових скорочень зазвичай перевищує оптимальну частоту для сильних відповідних скорочень. Було також встановлено, що оптимальна частота стимуляції не залежить від площі електродів. Оптимальні частоти змінюються в залежності від функціонального стану нервово-м'язового апарату н організму в цілому і відрізняються у різних груп м'язів. Як правило, при сильному стомленні оптимальна частота дещо знижується. При оптимальній частоті процес стимуляції безболісний. Області частот мінімального порогового напруги залишаються практично незмінними при стимуляції з нерва і з поверхні шкіри.
Спостереження показали, що змінні струми частотою 5 кГц, модульовані синусоїдальними коливаннями низької частоти, мають виражену болезаспокійливу дію, покращують функціональний стан нервово-м'язового апарату та периферичного кровообігу.
Здатність змінних струмів підвищених (звукових) частот безболісно викликати скорочення м'язів знаходить все більше застосування для стимуляції м'язів з непорушеною іннервацією. Повідомлялося про успішне застосування стимуляції змінними струмами для запобігання атрофії м'язів при тривалій іммобілізації після травм через спеціально залишені «вікна» в гіпсі, при лікуванні ускладнень після поліомієліту для зміцнення черевної мускулатури, при спастичних парезах і паралічах, при дегенеративних і запальних ураженнях суглобів, що призводять до тривалого бездіяльності, а також як засобу попередження внутрішньом'язових і міжм'язової зрощень, спайок і контрактур.
Змінні струми звуковий частоти можуть виявитися ефективними і для стимуляції, при вимушеній тривалій іммобілізації, наприклад в умовах обмеженої рухливості у космонавтів або у хворих внаслідок важких захворювань внутрішніх органів і порожнинних операцій, при деякі формах сколіозу, плоскостопості та ін Безболісність впливу змінних струмів дозволяє ширше використовувати електростимуляцію такого роду в дитячій практиці.
На відміну від односпрямованих низькочастотних імпульсних струмів вплив змінними струмами підвищених частот (порядку декількох кілогерц) не супроводжується явищами поляризації, провідними до подразнення шкіри під електродами. Це дозволяє застосовувати більш тривалі й інтенсивні впливу. Зокрема, повідомлялося про стимуляцію, підтримуючої рух протягом декількох годин і доби. Використання методу електростимуляції змінним струмом, викликає потужний скорочення м'язів без значних больових відчуттів, дуже перспективно як одне з додаткових коштів виборчої тренування сили окремих найбільш важливих м'язів і м'язових груп у спортсменів.
Таким чином, при подразненні змінним струмом звукового частотного діапазону однакове за величиною скорочення м'язи можна отримати при суб'єктивно менш неприємних відчуттях, ніж при використанні імпульсного струму (прямокутні імпульси тривалістю 1 мс з частотою 50 або 100 Гц), струмів Бернара, фарадичним струму. При цьому виявилося, що суб'єктивно неприємні відчуття при сильному роздратуванні змінним струмом підвищених звукових частот в значній мірі пов'язані не з дією цього струму як такого, а з потужним тетанічних скороченням м'язів, викликаним цим струмом. Це підтверджується тим, що, по-перше, що настає в результаті стомлення зниження сили скорочення раздражаемой м'язи суб'єктивно сприймається пацієнтом як зменшення сили роздратування. По-друге, при стимуляції атрофованих (від бездіяльності) м'язів величина гранично стерпного струму приблизно в півтора і більше разів вище, ніж при стимуляції здорових м'язів.
Я. М. Коцем були проаналізовані деякі сторони механізму анестезуючої дії струму звукового діапазону. Досліди показали, що під час сильного роздратування нерва таким змінним струмом відбувається блокування проведення імпульсації за тим аферентні волокнам, які пов'язані з тактильними рецепторами. При подразненні ліктьового або серединного нервів на передпліччі синусоїдальним струмом підвищеної звукової частоти з силою, що викликає субмаксимальної або максимальне скорочення м'язів передпліччя і кисті, відбувається втрата діскрімінатівной тактильної чутливості на ділянках шкіри по ходу нервових провідників. Ці дані дозволяють пояснити відносно слабку вираженість суб'єктивних відчуттів на шкірі при дії таким струмом, меншу болючість його дії в порівнянні з іншими струмами і аналгезуючий ефект, які представляє собою окремий випадок анестезуючої дії.
Виражене анестезуючу дію змінного струму звукового діапазону проявляється тільки при використанні досить-великих за силою струмів, що викликають сильне скорочення м'язів. Аналгезуючий ефект змінного струму має певний 'поріг і збільшується з посиленням струму, бо, як показують і наші спостереження, і спостереження інших дослідників, з деякого моменту збільшення сили роздратування викликає зменшення неприємних відчуттів.
Вимірювання тактильної чутливості при сильному роздратуванні нерва в гострих дослідах на тваринах і в дослідженнях на людях показують, що режим періодичного чергування подразнення з паузами забезпечує більш глибокий і тривалий блок проведення по нервових волокнах, ніж при безперервній дії.
При дії змінного струму звукової частоти в раздражаемой області забезпечується посилення кровообігу, мабуть, за рахунок збільшення м'язового кровотоку в результаті викликаного скорочення м'язів (робоча гіперемія). Відомо, що розширення м'язових капілярів при скорочувальної діяльності м'язи призводить до розширення більш великих магістральних м'язових, і не м'язових судин раздражаемой області, що має супроводжуватися посиленням кровотоку не тільки в дратуємо м'язах, але і в інших прилеглих до них глибоких тканинах, зокрема в зв'язках і суглобових капсулах, м'язових сухожиллях і т. д. (вторинна гіперемія). Якщо це дійсно має місце, то вторинна гіперемія тим більше, чим більше робоча гіперемія.
Робоча гіперемія тим більше, чим більше сила скорочення м'яза. Найбільша гіперемія досягається після субмаксимального і максимального ізометричного скорочень м'яза. Під час самих скорочень відбувається повне пережатие власних судин (ішемія), але після розслаблення м'язів настає фаза робочої гіперемії з різким посиленням м'язового кровотоку. Тому найбільш виражений ефект гіперемії при дії струму можна отримати, чергуючи сильне ізометричне скорочення м'язів з періодом відпочинку.
Порівняльне дослідження лікувальної дії змінних струмів підвищених частот (модульованих змінних струмів частотою 5 кГц, змінних струмів частотою 5 кГц без амплітудної модуляції і немодульований змінних струмів в діапазоні 1-2 кГц) при попереково-крижових радикулітах не виявило переваги »(у клінічному відношенні) ні однієї з цих частот.
Вибору виду та оптимальних параметрів електростимуляції нормальних інтактних (іннервіровани) м'язів присвячено ряд досліджень, проведених у зв'язку з використанням електростимуляції для тренування м'язової сили спортсменів.
Об'єктами дослідження були м'язи передпліччя (згиначі кисті і пальців) і литкові групи м'язів. Пряме роздратування передпліччя здійснювалося через пластинчасті електроди, що накладаються на долонну поверхню передпліччя. Непряме роздратування вироблялося через електроди, розташовані над ліктьовим першому. Пряме ізометричне напруга миші реєструвалося з допомогою тензометричних динамометрів.
Порівняння ефективність синусоїдальних струмів в діапазоні 100 3000 Гц показало, що для досягнення максимально можливою м'язового скорочення при прямому роздратуванні доцільно використовувати синусоїдальний струм з частотою близько 2500 Гц, а при непрямому подразненні (через нерв) - 1000 Гц.
Амплітудна модуляція низькочастотна несучого синусоїдального напруги звукової частоти не змінює величину граничної напруги, але зменшує необхідну потужність стимулу.
По ефективності стимуляції м'язів переривається струмом звукової частоти (несучий синусоїдальний сигнал 2500 Гц у разі прямого роздратування або 1000 Гц у разі непрямого роздратування переривався з частотою 50 в секунду: 10 мс - роздратування, 10 мс - перерва) показали, що у разі прямого роздратування переривання струму дозволило отримати достовірно більша напруга м'язів, ніж при дії безперервного синусоїдального струму. При непрямому подразненні переривання синусоїдального струму не дало додаткового ефекту, але в усякому разі не зменшило ефект в порівнянні з безперервним роздратуванням.
Підводячи підсумки результатів дослідження ефективності дратівної дії змінного струму підвищених частот, можна вказати на такі його особливості, які можуть бути використані для електростимуляції м'язів: а) специфічний механізм збудження, пов'язаний з виникненням деполяризації в обох дратівливих електродів; б) асинхронне збудження волокон, що наближає імпульсацію до існуючої в природних умовах, в) меншу розгалуження змінного струму частотою 3-10 кГц, що дозволяє більш вибірково стимулювати потребують цьому м'язи; г) переважне роздратування таким струмом рецепторів м'язів, а не шкіри, і пов'язана з цим менша болючість.
Підвищені частоти застосовують і для одержання так званих інтерференційних струмів. При подачі на дві пари електродів змінного струму з близькими частотами за рахунок биття виходить низькочастотне вплив струмом різницевої частоти. На такому принципі працюють ряд вітчизняних і зарубіжних терапевтичних електростимуляторів.
Для стимуляції м'язів використовують імпульси «голчастою» форми (з малою тривалістю в порівнянні з інтервалами між імпульсами), біполярні прямокутні імпульси, трапеціоідальние електричні імпульси і т. д. Ряд дослідником вважають, що в якості оптимальної форми стимулювального сигналу доцільно використовувати ту, яка наближається до форми потенціалу дії, що генерується на мембрані нервових клітин. Стимулюючий сигнал такої форми застосовують у ус1рействе «Біон». Тут імпульси, за формою моделюють потенціал дії, частотою проходження 20-140 в секунду використовують як облямовує для отримання радіоімпульсного сигналу (заповнення імпульсу - синусоїдальний струм 10 кГц).
З усього різноманіття видів стимулюючих сигналів можна виділити як найбільш поширені прямокутні імпульси, а також синусоїдальні амплітудно-або частотно-модульовані сигнали. Хоча оптимальна потужність стимулу досягається при експоненційної формі імпульсу, при прямокутних імпульсів витрата потужності на порушення зростає всього на 22%. Порівняння больового дії прямокутних імпульсів і синусоїдального сигналу показує, що для частот нижче 200 Гц краще застосування прямокутних сигналів, а на частотах вище 2000 Гц краще застосування синусоїдального сигналу (як менш болючого). При цьому слід враховувати, що прямокутні імпульси нижче 200 Гц мають перевагу перед синусоїдальним сигналом такої ж частоти, тільки при тривалості до 0,5 мс. При збільшенні тривалості до 1 мс прямокутні імпульси втрачають перевагу перед змінним струмом звукової частоти, оскільки при одній і тій же величині скорочення м'язів в останньому випадку суб'єктивно відчуття виявляється менш неприємним.
ЛІТЕРАТУРА
1. Системи комплексної електромагнітотерапіі: Навчальний посібник для вузів / Під ред А.М. Беркутова, В. І. Жулев, Г.А. Кураєва, Є.М. Прошина. - М.: Лабораторія Базових знань, 2000р. - 376с.
2. Електронна апаратура для стимуляції органів і тканин / Під ред Р. І. Утямишева і М. Брехня - М.: Вища школа, 2003.384с ..
3. Лівенсон А.Р. Електромедицинська апаратура. : [Навч. посібник] - Мн.: Медицина, 2001. - 344с.
4. Катона З. Електроніка в медицині: Пер. з угор. / Под ред. Н. К. Розмахіна - Мн.: Медицина 2002. - 140с.
Кафедра ЕТТ
РЕФЕРАТ
На тему:
«Формування програми управління. Параметри стимулюючого сигналу »
МІНСЬК, 2008
Багатогранна залучення м'язів у процес виконання певного руху (наприклад, верхня кінцівка при певних припущеннях має 27 ступенів свободи) вимагає встановлення низки залежностей між основними параметрами, що характеризують об'єкт управління і визначають характер управління. До таких параметрів належать початкове положення опорного апарату людини (донора і реципієнта), певні параметри ЕМГ донора і реципієнта, сила, швидкість скорочення м'язів при виконанні ними тих чи інших рухів. Слід пов'язувати динаміку певних параметрів ЕМГ в процесі виконання руху з початковим положенням опорного апарату, з силою, що розвивається м'язом (або групою м'язів), і швидкістю її скорочення. Слід також з'ясувати питання, пов'язані з впливом на сумарний силовий ефект таких параметрів стимуляції, як частота, амплітуда, тривалість імпульсу і його форма.
При формуванні програм управління на основі біоелектричного образу рухів необхідний характер скорочення м'язів реципієнта (швидкі або повільні скорочення) задається характером скорочення «донорних» м'язів. В якості останніх можуть служити м'язи іншої людини (донора), що задає програму руху, або власні м'язи тієї людини, рухами якого управляють (реципієнта), але які функціонально не завантажені під час стимуляції.
Основною перевагою систем біоелектричного управління пропорційного типу, є те, що в них людина отримує можливість довільно дозувати біоелектричний сигнал. Однак створення системи пропорційного управління потребує вирішення низки принципових питань, серед яких важливими є вибір способу виділення необхідної або бажаною інформації з біоелектричної сигналу і способу перетворення інформативного параметра біоелектричного сигналу в сигнал, керуючий стимулюючим сигналом.
Для вибору способу виділення інформації необхідно розташовувати характеристиками сигналу. Які ж основні параметри електричної активності миші? З кількісної точки зору ЕМГ перш за все характеризується амплітудним і частотним параметрами. Середнє значення амплітуди інтерференційної ЕМГ при поверх пісному відведення коливається в межах 20 - 200 мкВ. При максимальних напругах м'язи величина електричних коливань ЕМГ може становити 1-2 мВ. Із зовнішніх факторів на величину амплітуди головним чином впливають величина площі відведення та межелектродное відстань. У найбільш загальному вигляді чим більше площа електродів і межелектродное відстань, тим більше реєстрована активність.
Знання частотних характеристик ЕМГ важливо для вибору раціональної смуги пропускання з точки зору ставлення сигнал / шум і обробки ЕМГ для біоелектричного управління.
Переважна кількість досліджень визначають діапазон максимальних амплітуд спектру ЕМГ в межах 70-200 Гц. Виходячи з даних про смузі частот ЕМГ, можна зробити вибір частотної смуги пропускання підсилюючих пристроїв, що використовуються при розробці БЕСУ Що стосується обмеження діапазону пропускання на вищих частотах, то фактично всі дослідники обмежують смугу частотами 800-1500 Гц.
Смуга пропускання обмежується з боку низьких частот по-різному. Щоб максимально послабити мережеві перешкоди, смугу пропускання підсилювача зазвичай починають з частот, що перевищують 50 і навіть 100 Гц (для виключення першої гармоніки мережної перешкоди). Обмеження смуги пропускання підсилювальних пристроїв знизу частотою 100 Гц доцільно ще й тому, що в цій області сильно позначаються частотні складові фізіологічних перешкод і артефактів, а також шуми вхідних каскадів підсилювачів. Хоча обмеження смуги пропускання на низьких частотах до 100 Гц призводить до деякої втрати інформації, цю втрату вважають допустимою. Звуження смуги пропускання підсилювача від 1000 до 50-75 Гц при середній частоті 185 Гц збільшує відношення сигнал / шум в 2,5 рази. Однак наш досвід використання пристроїв біоелектричного управління у нав'язуванні рухів свідчить про доцільність розширення знизу смуги пропускання підсилювальних пристроїв до 20 Гц (як раз з метою зменшення втрат інформації про рух).
Використовувати інтерференційну ЕМГ безпосередньо для управління неможливо. Тому попередньо її потрібно піддати обробці з метою виділення корисної інформації про рух. Потенціали ЕМГ повинні бути відповідним чином посилені і перетворені у форму, придатну для управління.
Використання біопотенціалів для управління пред'являє до методів обробки сигналів ще одна вимога - високу швидкість аналізу даних потенціалів. Без цього неможливо ефективно використовувати біопотенціали для управління, так як протягом часу обробки параметри біологічної системи можуть істотно змінитися. Тому для біоелектричного управління типовий такий режим, при якому відбуваються безперервний відбір і аналіз корисної інформації з негайним використанням результатів цього аналізу для управління.
При біоелектричної управлінні рухами основною метою є те, щоб м'яз реагувала на керуючі сигнали таким же чином, як реагує нормальна м'яз на які надходять до неї нервові імпульси збудження. Успіх вирішення цієї проблеми багато в чому визначається рішенням завдань, пов'язаних з формуванням алгоритму скорочення м'яза, близького до природного. Для цього насамперед необхідно мати дані про тих залежностях, які пов'язують електричний та механічний ефекти активації нормальної м'язи.
Малюнок 1 - Залежність амплітуди інтегрованої ЕМГ, а - від зусилля, що розвивається м'язом, при двох (1, 2) різних постійні швидкостях укорочення литкового м'яза людини; б - від різних швидкостей вкорочення та видовження (2) м'язи.
Більшість елементарних компонентів рухів людини і тварин - це рухи обертальні, і при аналізі цих рухів ми фактично користуємося поняттям моменту м'язових сил. Створюваний м'язом момент залежить від сили і плеча її застосування. Сила м'яза визначається наступними чинниками: розміром м'язи - поперечним перерізом, які пройшли через всі м'язові волокна (фізіологічний поперечник м'язи), рівнем збудження (відносною кількістю м'язових волокон, залучених до активність в даний момент), довжиною м'яза, швидкістю зміни довжини. Залежності м'язової сили від такого числа змінних змушують припустити, що і співвідношення між електричною активністю м'язи і розвивається нею силою буде визначатися великим числом факторів. Однак більшість даних, отриманих починаючи з 50-х років в дослідженнях на людях, дає підставу вважати, що між зусиллям м'язи (напругою при ізометричному скороченні) і параметрами ЕМГ (зокрема, амплітудою інтегрованої ЕМГ) існує лінійна або близька до лінійної залежність (рис . 1).
Зіставлення параметрів інтегрованої ЕМГ і сили при різній довжині м'язів показало, що зміна довжини істотним чином позначається на характері відношення амплітуди інтегрованої ЕМГ до развиваемому м'язом зусиллю (ІР). Наведені на рис. 10 графіки амплітуд ЕМГ для різних вантажів не паралельні і особливо відхиляються при малих і великих значеннях кутів в ліктьовому суглобі. Мабуть, ці відхилення залежать від змін довжини м'язів. Великі зусилля, що розвиваються м'язом, супроводжуються помітним розтяганням сухожиль, що призводить до відхилення від лінійності співвідношень. Тому для великих м'язів з коротким сухожиллям, наприклад для триголовий м'язи гомілки, співвідношення інтегрованої електричної активності і сили м'язи зберігає лінійну залежність для широкого діапазону зусиль цього м'яза. Для м'язів з більш довгими сухожиллями і меншим перетином лінійна залежність може порушуватися при зусиллях порядку 50-70% максимальної. При стомленні зберігається лінійний характер ставлення ІР, а змінюється лише коефіцієнт пропорційності. Зміна в співвідношенні може вносити також не враховується активність антагоніста, яка складає в середньому 10-15% активності агоніста. Крім того, різні м'язи одного і того ж суглоба розвивають різну за величиною силу залежно від положення зчленовуються в суглобі ланок.
Таким чином, хоча в більшості випадків підвищення електричної активності супроводжується збільшенням м'язової сили, кількісне визначення за характеристиками ЕМГ таких механічних параметрів руху, як діючі сили, швидкості, роботи, важко.
БЕСУ пропорційного типу, обробка ЕМГ донорських м'язів включає випрямлення потенціалів з подальшим їх пропусканням через інтегруючу ланцюжок. Згладжування (інтегруючої ланцюжком) випрямлених потенціалів дозволяє одержати стійкий, повільно змінюється сигнал для керуючої системи. При цьому такий випрямлений і згладжений (інтегрований) сигнал несе в собі достатню інформацію про змінюється зусиллі м'язи.
Суттєвим питанням є вибір постійної часу інтегрування. Занадто велика стала часу інтегрування призводить до збільшення затримки і погіршує якість відстеження команд. Невелика величина постійної часу призводить до спрацьовування системи управління в такт з окремими флуктуаціями ЕМГ. Бажано вибрати загальну постійну часу системи управління такою, яка була б близькою затримок, які спостерігаються в організмі людини в природних умовах при управлінні довільними рухами, тобто приблизно дорівнює 0,1 с. У силу цих обставин дослідники, що займаються біоуправління протезами та ортопедичними апаратами, практично вибирають постійну часу інтеграції від 50 до 100 мс. Слід зазначити, що при постійній часу інтеграції, яка дорівнює 100 мс, частка змінних складових (флуктуації обвідної ЕМГ) може досягати 15-20% середнього значення амплітуди.
У устройствес метою зменшення флуктуації обвідної ЕМГ час інтегрування вибрано дещо більшим, рівним 0,2 с.
У сучасній медицині для стимуляції використовують струми, що мають дуже різну форму та параметри: прямокутні, трикутні, експоненціальні імпульси, одне - і двохполярні, синусоїдальні струми підвищених частот, синусоїдальні імпульси діадннаміческіх струмів Бернара, синусоїдально-модульовані струми і т, д. Деяке поширення отримав змінний струм з шумовим спектром, що складається з синусоїдальних коливань (частота від 20 Гц до 20 кГц), безладно комбінуються між собою аналогічно шумовим коливань.
Метод фізіотерапевтичного впливу випрямленими синусоїдальними струмами низької частоти, або струмами Бернара, привернув до себе увагу лікарів різних спеціальностей головним чином тому, що найбільш важливим результатом діадинамотерапії є виражений болезаспокійливий ефект. Крім болезаспокійливого він надає розсмоктуючу дію, сприяє великому припливу крові і видаленню продуктів метаболізму із зони дії струму. Сутність дії діадинамічних струмів імовірно зводиться до «блокування» чутливих нервових закінчень і в зв'язку з цим до припинення проходження патологічних імпульсів з вогнища ураження у відповідні відділи, разом з цим завдяки ритмічним скороченням миші і стінок судин спостерігається поліпшення крово - і лімфообігу, що в підсумку призводить до поліпшення трофіки тканин. У розробленому Бернаром методі діадинамотерапії застосовуються дві частоти імпульсів - 50 і 100 і секунду. За його даними, ефективними є частоти в межах від 20 до 200 імпульсів в секунду. Ряд авторів вказує на доцільність зміни тривалості імпульсів з метою отримання лікувальної цінності та зменшення явища звикання організму (не тільки до диадинамические, але й іншим видам імпульсних струмів, які мають болезаспокійливу дію).
Лікування експоненціальними імпульсними струмами не поступається за своєю ефективністю діадинамотерапії і може бути рекомендовано при захворюваннях периферичної нервової системи (радикуліти, міалгії, нейроміозіти), а також з дещо меншим успіхом при захворюваннях опорно-рухового апарату - неспецифічні поліартрити, спонділоартрози. Останнім часом в електротерапії все ширше починають використовувати аналгезуючу дію змінних струмів підвищених (звукових) частот. На відміну від низькочастотних діадинамічних струмів, що мають постійну складову, змінні струми підвищених частот не викликають роздратування шкіри і відчуття печіння під електродами і краще переносяться хворими.
Синусоїдально-модульовані струми підвищених частот знайшли застосування у вітчизняному апараті «Ампліпульс». Тут несучу частоту 5000 Гц модулюють за амплітудою низькочастотними коливаннями (10-150 в секунду).
Далі було встановлено, що в межах підвищених частот існують оптимальні області (2-5 кГц), при яких поріг збудження м'язів людини опинявся мінімальним, а при незмінному стимулі досягалося найбільше скорочення. Оптимальна частота для порогових скорочень зазвичай перевищує оптимальну частоту для сильних відповідних скорочень. Було також встановлено, що оптимальна частота стимуляції не залежить від площі електродів. Оптимальні частоти змінюються в залежності від функціонального стану нервово-м'язового апарату н організму в цілому і відрізняються у різних груп м'язів. Як правило, при сильному стомленні оптимальна частота дещо знижується. При оптимальній частоті процес стимуляції безболісний. Області частот мінімального порогового напруги залишаються практично незмінними при стимуляції з нерва і з поверхні шкіри.
Спостереження показали, що змінні струми частотою 5 кГц, модульовані синусоїдальними коливаннями низької частоти, мають виражену болезаспокійливу дію, покращують функціональний стан нервово-м'язового апарату та периферичного кровообігу.
Здатність змінних струмів підвищених (звукових) частот безболісно викликати скорочення м'язів знаходить все більше застосування для стимуляції м'язів з непорушеною іннервацією. Повідомлялося про успішне застосування стимуляції змінними струмами для запобігання атрофії м'язів при тривалій іммобілізації після травм через спеціально залишені «вікна» в гіпсі, при лікуванні ускладнень після поліомієліту для зміцнення черевної мускулатури, при спастичних парезах і паралічах, при дегенеративних і запальних ураженнях суглобів, що призводять до тривалого бездіяльності, а також як засобу попередження внутрішньом'язових і міжм'язової зрощень, спайок і контрактур.
Змінні струми звуковий частоти можуть виявитися ефективними і для стимуляції, при вимушеній тривалій іммобілізації, наприклад в умовах обмеженої рухливості у космонавтів або у хворих внаслідок важких захворювань внутрішніх органів і порожнинних операцій, при деякі формах сколіозу, плоскостопості та ін Безболісність впливу змінних струмів дозволяє ширше використовувати електростимуляцію такого роду в дитячій практиці.
На відміну від односпрямованих низькочастотних імпульсних струмів вплив змінними струмами підвищених частот (порядку декількох кілогерц) не супроводжується явищами поляризації, провідними до подразнення шкіри під електродами. Це дозволяє застосовувати більш тривалі й інтенсивні впливу. Зокрема, повідомлялося про стимуляцію, підтримуючої рух протягом декількох годин і доби. Використання методу електростимуляції змінним струмом, викликає потужний скорочення м'язів без значних больових відчуттів, дуже перспективно як одне з додаткових коштів виборчої тренування сили окремих найбільш важливих м'язів і м'язових груп у спортсменів.
Таким чином, при подразненні змінним струмом звукового частотного діапазону однакове за величиною скорочення м'язи можна отримати при суб'єктивно менш неприємних відчуттях, ніж при використанні імпульсного струму (прямокутні імпульси тривалістю 1 мс з частотою 50 або 100 Гц), струмів Бернара, фарадичним струму. При цьому виявилося, що суб'єктивно неприємні відчуття при сильному роздратуванні змінним струмом підвищених звукових частот в значній мірі пов'язані не з дією цього струму як такого, а з потужним тетанічних скороченням м'язів, викликаним цим струмом. Це підтверджується тим, що, по-перше, що настає в результаті стомлення зниження сили скорочення раздражаемой м'язи суб'єктивно сприймається пацієнтом як зменшення сили роздратування. По-друге, при стимуляції атрофованих (від бездіяльності) м'язів величина гранично стерпного струму приблизно в півтора і більше разів вище, ніж при стимуляції здорових м'язів.
Я. М. Коцем були проаналізовані деякі сторони механізму анестезуючої дії струму звукового діапазону. Досліди показали, що під час сильного роздратування нерва таким змінним струмом відбувається блокування проведення імпульсації за тим аферентні волокнам, які пов'язані з тактильними рецепторами. При подразненні ліктьового або серединного нервів на передпліччі синусоїдальним струмом підвищеної звукової частоти з силою, що викликає субмаксимальної або максимальне скорочення м'язів передпліччя і кисті, відбувається втрата діскрімінатівной тактильної чутливості на ділянках шкіри по ходу нервових провідників. Ці дані дозволяють пояснити відносно слабку вираженість суб'єктивних відчуттів на шкірі при дії таким струмом, меншу болючість його дії в порівнянні з іншими струмами і аналгезуючий ефект, які представляє собою окремий випадок анестезуючої дії.
Виражене анестезуючу дію змінного струму звукового діапазону проявляється тільки при використанні досить-великих за силою струмів, що викликають сильне скорочення м'язів. Аналгезуючий ефект змінного струму має певний 'поріг і збільшується з посиленням струму, бо, як показують і наші спостереження, і спостереження інших дослідників, з деякого моменту збільшення сили роздратування викликає зменшення неприємних відчуттів.
Вимірювання тактильної чутливості при сильному роздратуванні нерва в гострих дослідах на тваринах і в дослідженнях на людях показують, що режим періодичного чергування подразнення з паузами забезпечує більш глибокий і тривалий блок проведення по нервових волокнах, ніж при безперервній дії.
При дії змінного струму звукової частоти в раздражаемой області забезпечується посилення кровообігу, мабуть, за рахунок збільшення м'язового кровотоку в результаті викликаного скорочення м'язів (робоча гіперемія). Відомо, що розширення м'язових капілярів при скорочувальної діяльності м'язи призводить до розширення більш великих магістральних м'язових, і не м'язових судин раздражаемой області, що має супроводжуватися посиленням кровотоку не тільки в дратуємо м'язах, але і в інших прилеглих до них глибоких тканинах, зокрема в зв'язках і суглобових капсулах, м'язових сухожиллях і т. д. (вторинна гіперемія). Якщо це дійсно має місце, то вторинна гіперемія тим більше, чим більше робоча гіперемія.
Робоча гіперемія тим більше, чим більше сила скорочення м'яза. Найбільша гіперемія досягається після субмаксимального і максимального ізометричного скорочень м'яза. Під час самих скорочень відбувається повне пережатие власних судин (ішемія), але після розслаблення м'язів настає фаза робочої гіперемії з різким посиленням м'язового кровотоку. Тому найбільш виражений ефект гіперемії при дії струму можна отримати, чергуючи сильне ізометричне скорочення м'язів з періодом відпочинку.
Порівняльне дослідження лікувальної дії змінних струмів підвищених частот (модульованих змінних струмів частотою 5 кГц, змінних струмів частотою 5 кГц без амплітудної модуляції і немодульований змінних струмів в діапазоні 1-2 кГц) при попереково-крижових радикулітах не виявило переваги »(у клінічному відношенні) ні однієї з цих частот.
Вибору виду та оптимальних параметрів електростимуляції нормальних інтактних (іннервіровани) м'язів присвячено ряд досліджень, проведених у зв'язку з використанням електростимуляції для тренування м'язової сили спортсменів.
Об'єктами дослідження були м'язи передпліччя (згиначі кисті і пальців) і литкові групи м'язів. Пряме роздратування передпліччя здійснювалося через пластинчасті електроди, що накладаються на долонну поверхню передпліччя. Непряме роздратування вироблялося через електроди, розташовані над ліктьовим першому. Пряме ізометричне напруга миші реєструвалося з допомогою тензометричних динамометрів.
Порівняння ефективність синусоїдальних струмів в діапазоні 100 3000 Гц показало, що для досягнення максимально можливою м'язового скорочення при прямому роздратуванні доцільно використовувати синусоїдальний струм з частотою близько 2500 Гц, а при непрямому подразненні (через нерв) - 1000 Гц.
Амплітудна модуляція низькочастотна несучого синусоїдального напруги звукової частоти не змінює величину граничної напруги, але зменшує необхідну потужність стимулу.
По ефективності стимуляції м'язів переривається струмом звукової частоти (несучий синусоїдальний сигнал 2500 Гц у разі прямого роздратування або 1000 Гц у разі непрямого роздратування переривався з частотою 50 в секунду: 10 мс - роздратування, 10 мс - перерва) показали, що у разі прямого роздратування переривання струму дозволило отримати достовірно більша напруга м'язів, ніж при дії безперервного синусоїдального струму. При непрямому подразненні переривання синусоїдального струму не дало додаткового ефекту, але в усякому разі не зменшило ефект в порівнянні з безперервним роздратуванням.
Підводячи підсумки результатів дослідження ефективності дратівної дії змінного струму підвищених частот, можна вказати на такі його особливості, які можуть бути використані для електростимуляції м'язів: а) специфічний механізм збудження, пов'язаний з виникненням деполяризації в обох дратівливих електродів; б) асинхронне збудження волокон, що наближає імпульсацію до існуючої в природних умовах, в) меншу розгалуження змінного струму частотою 3-10 кГц, що дозволяє більш вибірково стимулювати потребують цьому м'язи; г) переважне роздратування таким струмом рецепторів м'язів, а не шкіри, і пов'язана з цим менша болючість.
Підвищені частоти застосовують і для одержання так званих інтерференційних струмів. При подачі на дві пари електродів змінного струму з близькими частотами за рахунок биття виходить низькочастотне вплив струмом різницевої частоти. На такому принципі працюють ряд вітчизняних і зарубіжних терапевтичних електростимуляторів.
Для стимуляції м'язів використовують імпульси «голчастою» форми (з малою тривалістю в порівнянні з інтервалами між імпульсами), біполярні прямокутні імпульси, трапеціоідальние електричні імпульси і т. д. Ряд дослідником вважають, що в якості оптимальної форми стимулювального сигналу доцільно використовувати ту, яка наближається до форми потенціалу дії, що генерується на мембрані нервових клітин. Стимулюючий сигнал такої форми застосовують у ус1рействе «Біон». Тут імпульси, за формою моделюють потенціал дії, частотою проходження 20-140 в секунду використовують як облямовує для отримання радіоімпульсного сигналу (заповнення імпульсу - синусоїдальний струм 10 кГц).
З усього різноманіття видів стимулюючих сигналів можна виділити як найбільш поширені прямокутні імпульси, а також синусоїдальні амплітудно-або частотно-модульовані сигнали. Хоча оптимальна потужність стимулу досягається при експоненційної формі імпульсу, при прямокутних імпульсів витрата потужності на порушення зростає всього на 22%. Порівняння больового дії прямокутних імпульсів і синусоїдального сигналу показує, що для частот нижче 200 Гц краще застосування прямокутних сигналів, а на частотах вище 2000 Гц краще застосування синусоїдального сигналу (як менш болючого). При цьому слід враховувати, що прямокутні імпульси нижче 200 Гц мають перевагу перед синусоїдальним сигналом такої ж частоти, тільки при тривалості до 0,5 мс. При збільшенні тривалості до 1 мс прямокутні імпульси втрачають перевагу перед змінним струмом звукової частоти, оскільки при одній і тій же величині скорочення м'язів в останньому випадку суб'єктивно відчуття виявляється менш неприємним.
ЛІТЕРАТУРА
1. Системи комплексної електромагнітотерапіі: Навчальний посібник для вузів / Під ред А.М. Беркутова, В. І. Жулев, Г.А. Кураєва, Є.М. Прошина. - М.: Лабораторія Базових знань, 2000р. - 376с.
2. Електронна апаратура для стимуляції органів і тканин / Під ред Р. І. Утямишева і М. Брехня - М.: Вища школа, 2003.384с ..
3. Лівенсон А.Р. Електромедицинська апаратура. : [Навч. посібник] - Мн.: Медицина, 2001. - 344с.
4. Катона З. Електроніка в медицині: Пер. з угор. / Под ред. Н. К. Розмахіна - Мн.: Медицина 2002. - 140с.