БЕЛОРУССКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ УНИВЕРСИТЕТ ИНФФОРМАТИКИ И РАДИОЭЛЕКТРОНИКИ
Кафедра ЭТТ
РЕФЕРАТ
На тему:
«Формирование программы управления. Параметры стимулирующего сигнала»
МИНСК, 2008

Многогранное вовлечение мышц в процесс выполнения определенного движения (например, верхняя конечность при определенных допущениях имеет 27 степеней свободы) требует установления ряда зависимостей между основными параметрами, характеризующими объект управления и определяющими характер управления. К таким параметрам относятся начальное положение опорного аппарата человека (донора и реципиента), определенные параметры ЭМГ донора и реципиента, сила, скорость сокращения мышц при выполнении ими тех или иных движений. Следует связывать динамику определенных параметров ЭМГ в процессе выполнения движения с начальным положением опорного аппарата, с силой, развиваемой мышцей (или группой мышц), и скоростью ее сокращения. Следует также выяснить вопросы, связанные с влиянием на суммарный силовой эффект таких параметров стимуляции, как частота, амплитуда, длительность импульса и его форма.
При формировании программ управления на основе биоэлектрического образа движений необходимый характер сокращения мышц реципиента (быстрые или медленные сокращения) задается характером сокращения «донорных» мышц. В качестве последних могут служить мышцы другого человека (донора), задающего программу движения, либо собственные мышцы того человека, движениями которого управляют (реципиента), но которые функционально не загружены во время стимуляции.
Основным достоинством систем биоэлектрического управления пропорционального типа, является то, что в них человек получает возможность произвольно дозировать биоэлектрический сигнал. Однако создание системы пропорционального управления требует решения ряда принципиальных вопросов, среди которых немаловажными являются выбор способа выделения необходимой или желательной информации из биоэлектрическою сигнала и способа преобразования информативного параметра биоэлектрического сигнала в сигнал, управляющий стимулирующим сигналом.
Для выбора способа выделения информации необходимо располагать характеристиками сигнала. Каковы же основные параметры электрической активности мыши? С количественной точки зрения ЭМГ прежде всего характеризуется амплитудным и частотным параметрами. Среднее значение амплитуды интерференционной ЭМГ при поверх постном отведении колеблется в пределах 20— 200 мкВ. При максимальных напряжениях мышцы величина электрических колебаний ЭМГ может составлять 1—2 мВ. Из внешних факторов на величину амплитуды главным образом оказывают влияние величина площади отведения и межэлектродное расстояние. В наиболее общем виде чем больше площадь электродов и межэлектродное расстояние, тем больше регистрируемая активность.
Знание частотных характеристик ЭМГ важно для выбора рациональной полосы пропускания с точки зрения отношения сигнал/шум и обработки ЭМГ для биоэлектрического управления.
Подавляющее число исследований определяют диапазон максимальных амплитуд спектра ЭМГ в пределах 70—200 Гц. Исходя из данных о полосе частот ЭМГ, можно сделать выбор частотной полосы пропускания усилительных устройств, используемых при разработке БЭСУ Что касается ограничения диапазона пропускания на высших частотах, то фактически все исследователи ограничивают полосу частотами 800—1500 Гц.
Полоса пропускания ограничивается со стороны низких частот по-разному. Чтобы максимально ослабить сетевые помехи, полосу пропускания усилителя обычно начинают с частот, превышающих 50 и даже 100 Гц (для исключения первой гармоники сетевой помехи). Ограничение полосы пропускания усилительных устройств снизу частотой 100 Гц целесообразно еще и потому, что в этой области сильно сказываются частотные составляющие физиологических помех и артефактов, а также шумы входных каскадов усилителей. Хотя ограничение полосы пропускания на низких частотах до 100 Гц приводит к некоторой потере информации, эту потерю считают допустимой. Сужение полосы пропускания усилителя от 1000 до 50—75 Гц при средней частоте 185 Гц увеличивает отношение сигнал/шум в 2,5 раза. Однако наш опыт использования устройств биоэлектрического управления в навязывании движений свидетельствует о целесообразности расширения снизу полосы пропускания усилительных устройств до 20 Гц (как раз с целью уменьшения потерь информации о движении).
Использовать интерференционную ЭМГ непосредственно для управления невозможно. Поэтому предварительно ее нужно подвергнуть обработке с целью выделения полезной информации о движении. Потенциалы ЭМГ должны быть соответствующим образом усилены и преобразованы в форму, пригодную для управления.
Использование биопотенциалов для управления предъявляет к методам обработки сигналов еще одно требование — высокую скорость анализа данных потенциалов. Без этого невозможно эффективно использовать биопотенциалы для управления, так как в течение времени обработки параметры биологической системы могут существенно измениться. Поэтому для биоэлектрического управления типичен такой режим, при котором происходят непрерывный отбор и анализ полезной информации с немедленным использованием результатов этого анализа для управления.
При биоэлектрическом управлении движениями основной целью является то, чтобы мышца реагировала на управляющие сигналы таким же образом, как реагирует нормальная мышца на приходящие к ней нервные импульсы возбуждения. Успех решения этой проблемы во многом определяется решением задач, связанных с формированием алгоритма сокращения мышцы, близкого к естественному. Для этого прежде всего необходимо располагать сведениями о тех зависимостях, которые связывают электрический и механический эффекты активации нормальной мышцы.

Рисунок 1 – Зависимость амплитуды интегрированной ЭМГ; а — от усилия, развиваемого мышцей, при двух (1, 2) различных постоянные скоростях укорочения икроножной мышцы человека; б — от различных скоростей укорочения и удлинения (2) мышцы.
Большинство элементарных компонентов движений человека и животных — это движения вращательные, и при анализе этих движений мы фактически пользуемся понятием момента мышечных сил. Развиваемый мышцей момент зависит от силы и плеча ее приложения. Сила мышцы определяется следующими факторами: размером мышцы - поперечным сечением, проходящим через все мышечные волокна (физиологический поперечник мышцы), уровнем возбуждения (относительным количеством мышечных волокон, вовлеченных в активность в данный момент), длиной мышцы, скоростью изменения длины. Зависимости мышечной силы от такого числа переменных заставляют предположить, что и соотношение между электрической активностью мышцы и развиваемой ею силой будет определяться большим числом факторов. Однако большинство данных, полученных начиная с 50-х годов в исследованиях на людях, дает основание считать, что между усилием мышцы (напряжением при изометрическом сокращении) и параметрами ЭМГ (в частности, амплитудой интегрированной ЭМГ) существует линейная или близкая к линейной зависимость (рис. 1).
Сопоставление параметров интегрированной ЭМГ и силы при разной длине мышц показало, что изменение длины существенным образом сказывается на характере отношения амплитуды интегрированной ЭМГ к развиваемому мышцей усилию (ИР). Приведенные на рис. 10 графики амплитуд ЭМГ для разных грузов не параллельны и особенно отклоняются при малых и больших значениях углов в локтевом суставе. По-видимому, эти отклонения зависят от изменений длины мышц. Большие усилия, развиваемые мышцей, сопровождаются заметным растяжением сухожилий, что приводит к отклонению от линейности соотношений. Поэтому для больших мышц с коротким сухожилием, например для трехглавой мышцы голени, соотношение интегрированной электрической активности и силы мышцы сохраняет линейную зависимость для широкого диапазона усилий этой мышцы. Для мышц с более длинными сухожилиями и меньшим сечением линейная зависимость может нарушаться при усилиях порядка 50-70% максимальной. При утомлении сохраняется линейный характер отношения ИР, а изменяется лишь коэффициент пропорциональности. Изменение в соотношении может вносить также не учитываемая активность антагониста, которая составляет в среднем 10—15% активности агониста. Кроме того, разные мышцы одного и того же сустава развивают разную по величине силу в зависимости от положения сочленяющихся в суставе звеньев.
Таким образом, хотя в большинстве случаев повышение электрической активности сопровождается увеличением мышечной силы, количественное определение по характеристикам ЭМГ таких механических параметров движения, как действующие силы, скорости, работы, затруднительно.
БЭСУ пропорционального типа, обработка ЭМГ донорских мышц включает выпрямление потенциалов с последующим их пропусканием через интегрирующую цепочку. Сглаживание (интегрирующей цепочкой) выпрямленных потенциалов позволяет получить устойчивый, медленно изменяющийся сигнал для управляющей системы. При этом такой выпрямленный и сглаженный (интегрированный) сигнал несет в себе достаточную информацию об изменяющемся усилии мышцы.
Существенным вопросом является выбор постоянной времени интегрирования. Слишком большая постоянная времени интегрирования приводит к увеличению задержки и ухудшает качество отслеживания команд. Небольшая величина постоянной времени приводит к срабатыванию системы управления в такт с отдельными флюктуациями ЭМГ. Желательно выбрать общую постоянную времени системы управления такой, которая была бы близка задержкам, наблюдаемым в организме человека в естественных условиях при управлении произвольными движениями, т. е. приблизительно равной 0,1 с. В силу этих обстоятельств исследователи, занимающиеся биоуправлением протезами и ортопедическими аппаратами, практически выбирают постоянную времени интегрирования от 50 до 100 мс. Следует отметить, что при постоянной времени интегрирования, равной 100 мс, доля переменных составляющих (флюктуации огибающей ЭМГ) может достигать 15—20% среднего значения амплитуды.
В устройствес целью уменьшения флюктуации огибающей ЭМГ время интегрирования выбрано несколько большим, равным 0,2 с.
В современной медицине для стимуляции используют токи, имеющие весьма различную форму и параметры: прямоугольные, треугольные, экспоненциальные импульсы, одно - и двухполярные, синусоидальные токи повышенных частот, синусоидальные импульсы диадннамических токов Бернара, синусоидально-модулированные токи и т, д. Некоторое распространение получил переменный ток с шумовым спектром, состоящий из синусоидальных колебаний (частота от 20 Гц до 20 кГц), беспорядочно комбинирующихся между собой аналогично шумовым колебаниям.
Метод физиотерапевтического воздействия выпрямленными синусоидальными токами низкой частоты, или токами Бернара, привлек к себе внимание врачей различных специальностей главным образом потому, что наиболее важным результатом диадинамотерапии является выраженный болеутоляющий эффект. Помимо болеутоляющего он оказывает рассасывающее действие, способствует большому притоку крови и удалению продуктов метаболизма из зоны воздействия тока. Сущность действия диадинамических токов предположительно сводится к «блокированию» чувствительных нервных окончаний и в связи с этим к прекращению прохождения патологических импульсов из очага поражения в соответствующие отделы, вместе с этим благодаря ритмическим сокращениям мыши и стенок сосудов наблюдается улучшение крово - и лимфообращения, что в итоге приводит к улучшению трофики тканей. В разработанном Бернаром методе диадинамотерапии применяются две частоты импульсов - 50 и 100 и секунду. По его данным, эффективными являются частоты в пределах от 20 до 200 импульсов в секунду. Ряд авторов указывает на целесообразность изменения длительности импульсов с целью получения лечебной ценности и уменьшения явления привыкания организма (не только к диадинамическому, но и другим видам импульсных токов, обладающих болеутоляющим действием).
Лечение экспоненциальными импульсными токами не уступает по своей эффективности диадинамотерапии и может быть рекомендовано при заболеваниях периферической нервной системы (радикулиты, миалгии, нейромиозиты), а также с несколько меньшим успехом при заболеваниях опорно-двигательного аппарата — неспецифические полиартриты, спондилоартрозы. В последнее время в электротерапии все шире начинают использовать анальгезирующее действие переменных токов повышенных (звуковых) частот. В отличие от низкочастотных диадинамических токов, имеющих постоянную составляющую, переменные токи повышенных частот не вызывают раздражения кожи и ощущения жжения под электродами и лучше переносятся больными.
Синусоидально-модулированные токи повышенных частот нашли применение в отечественном аппарате «Амплипульс». Здесь несущую частоту 5000 Гц модулируют по амплитуде низкочастотными колебаниями (10—150 в секунду).
Далее было установлено, что в пределах повышенных частот существуют оптимальные области (2—5 кГц), при которых порог возбуждения мышц человека оказывался минимальным, а при неизменном стимуле достигалось наибольшее сокращение. Оптимальная частота для пороговых сокращений обычно превышает оптимальную частоту для сильных ответных сокращений. Было также установлено, что оптимальная частота стимуляции не зависит от площади электродов. Оптимальные частоты изменяются в зависимости от функционального состояния нервно-мышечного аппарата н организма в целом и отличаются у различных групп мышц. Как правило, при сильном утомлении оптимальная частота несколько снижается. При оптимальной частоте процесс стимуляции безболезнен. Области частот минимального порогового напряжения остаются практически неизменными при стимуляции с нерва и с поверхности кожи.
Наблюдения показали, что переменные токи частотой 5 кГц, модулированные синусоидальными колебаниями низкой частоты, обладают выраженным болеутоляющим действием, улучшают функциональное состояние нервно-мышечного аппарата и периферического кровообращения.
Способность переменных токов повышенных (звуковых) частот безболезненно вызывать сокращение мышц находит все большее применение для стимуляции мышц с ненарушенной иннервацией. Сообщалось об успешном применении стимуляции переменными токами для предотвращения атрофии мышц при длительной иммобилизации после травм через специально оставленные «окна» в гипсе, при лечении осложнений после полиомиелита для укрепления брюшной мускулатуры, при спастических парезах и параличах, при дегенеративных и воспалительных поражениях суставов, приводящих к длительному бездействию, а также как средства предупреждения внутримышечных и межмышечных сращений, спаек и контрактур.
Переменные токи звуковой частоты могут оказаться эффективными и для стимуляции, при вынужденной длительной иммобилизации, например в условиях ограниченной подвижности у космонавтов или у больных вследствие тяжелых заболеваний внутренних органов и полостных операций, при некоторые формах сколиоза, плоскостопия и др. Безболезненность воздействия переменных токов позволяет шире использовать электростимуляцию такого рода в детской практике.
В отличие от однонаправленных низкочастотных импульсных токов воздействие переменными токами повышенных частот (порядка нескольких килогерц) не сопровождается явлениями поляризации, ведущими к раздражению кожи под электродами. Это позволяет применять более длительные и интенсивные воздействия. В частности, сообщалось о стимуляции, поддерживающей движение в течение нескольких часов и суток. Использование метода электростимуляции переменным током, вызывающим мощное сокращение мышц без значительных болевых ощущений, весьма перспективно как одно из дополнительных средств избирательной тренировки силы отдельных наиболее важных мышц и мышечных групп у спортсменов.
Таким образом, при раздражении переменным током звукового частотного диапазона одинаковое по величине сокращение мышцы можно получить при субъективно менее неприятных ощущениях, чем при использовании импульсного тока (прямоугольные импульсы длительностью 1 мс с частотой 50 или 100 Гц), токов Бернара, фарадического тока. При этом оказалось, что субъективно неприятные ощущения при сильном раздражении переменным током повышенных звуковых частот в значительной мере связаны не с действием этого тока как такового, а с мощным тетаническим сокращением мышц, вызванным этим током. Это подтверждается тем, что, во-первых, наступающее в результате утомления снижение силы сокращения раздражаемой мышцы субъективно воспринимается пациентом как уменьшение силы раздражения. Во-вторых, при стимуляции атрофированных (от бездействия) мышц величина предельно переносимого тока примерно в полтора и более раз выше, чем при стимуляции здоровых мышц.
Я. М. Коцем были проанализированы некоторые стороны механизма анестезирующего действия тока звукового диапазона. Опыты показали, что во время сильного раздражения нерва таким переменным током происходит блокирование проведения импульсации по тем афферентным волокнам, которые связаны с тактильными рецепторами. При раздражении локтевого или срединного нервов на предплечье синусоидальным током повышенной звуковой частоты с силой, вызывающей субмаксимальное или максимальное сокращение мышц предплечья и кисти, происходит потеря дискриминативной тактильной чувствительности на участках кожи по ходу нервных проводников. Эти данные позволяют объяснить относительно слабую выраженность субъективных ощущений на коже при воздействии таким током, меньшую болезненность его действия по сравнению с другими токами и анальгезирующий эффект, которые представляет собой частный случай анестезирующего действия.
Выраженное анестезирующее действие переменного тока звукового диапазона проявляется только при использовании достаточно-больших по силе токов, вызывающих сильное сокращение мышц. Анальгезирующий эффект переменного тока имеет определенный' порог и увеличивается с усилением тока, ибо, как показывают и наши наблюдения, и наблюдения других исследователей, с некоторого момента увеличение силы раздражения вызывает уменьшение неприятных ощущений.
Измерения тактильной чувствительности при сильном раздражении нерва в острых опытах на животных и в исследованиях на людях показывают, что режим периодического чередования раздражения с паузами обеспечивает более глубокий и продолжительный блок проведения по нервным волокнам, чем при непрерывном действии.
При действии переменного тока звуковой частоты в раздражаемой области обеспечивается усиление кровообращения, по-видимому, за счет увеличения мышечного кровотока в результате вызванного сокращения мышц (рабочая гиперемия). Известно, что расширение мышечных капилляров при сократительной деятельности мышцы приводит к расширению более крупных магистральных мышечных, и не мышечных сосудов раздражаемой области, что должно сопровождаться усилением кровотока не только в раздражаемых мышцах, но и в других прилегающих к ним глубоких тканях, в частности в связках и суставных капсулах, мышечных сухожилиях и т. д. (вторичная гиперемия). Если это действительно имеет место, то вторичная гиперемия тем больше, чем больше рабочая гиперемия.
Рабочая гиперемия тем больше, чем больше сила сокращения мышцы. Наибольшая гиперемия достигается после субмаксимального и максимального изометрического сокращений мышцы. Во время самих сокращений происходит полное пережатие собственных сосудов (ишемия), но после расслабления мышц наступает фаза рабочей гиперемии с резким усилением мышечного кровотока. Поэтому наиболее выраженный эффект гиперемии при действии тока можно получить, чередуя сильное изометрическое сокращение мышц с периодом отдыха.
Сравнительное исследование лечебного действия переменных токов повышенных частот (модулированных переменных токов частотой 5 кГц, переменных токов частотой 5 кГц без амплитудной модуляции и немодулированных переменных токов в диапазоне 1—2 кГц) при пояснично-крестцовых радикулитах не выявило преимущества» (в клиническом отношении) ни одной из этих частот.
Выбору вида и оптимальных параметров электростимуляции нормальных интактных (иннервированных) мышц посвящен ряд исследований, проведенных в связи с использованием электростимуляции для тренировки мышечной силы спортсменов.
Объектами исследования были мышцы предплечья (сгибатели кисти и пальцев) и икроножные группы мышц. Прямое раздражение предплечья осуществлялось через пластинчатые электроды, накладываемые на ладонную поверхность предплечья. Непрямое раздражение производилось через электроды, расположенные над локтевым первом. Прямое изометрическое напряжение мыши регистрировалось с помощью тензометрических динамометров.
Сравнение эффективность синусоидальных токов в диапазоне 100 3000 Гц показало, что для достижения максимально возможною мышечного сокращения при прямом раздражении целесообразно использовать синусоидальный ток с частотой порядка 2500 Гц, а при непрямом раздражении (через нерв) — 1000 Гц.
Амплитудная низкочастотная модуляция несущего синусоидального напряжения звуковой частоты не изменяет величину порогового напряжения, но уменьшает необходимую мощность стимула.
По эффективности стимуляции мышц прерываемым током звуковой частоты (несущий синусоидальный сигнал 2500 Гц в случае прямого раздражения или 1000 Гц в случае непрямого раздражения прерывался с частотой 50 в секунду: 10 мс — раздражение, 10 мс — перерыв) показали, что в случае прямого раздражения прерывание тока позволило получить достоверно большее напряжение мышц, чем при действии непрерывного синусоидального тока. При непрямом раздражении прерывание синусоидального тока не дало дополнительного эффекта, но во всяком случае не уменьшило эффект по сравнению с непрерывным раздражением.
Подводя итоги результатов исследования эффективности раздражающего действия переменного тока повышенных частот, можно указать на следующие его особенности, которые могут быть использованы для электростимуляции мышц: а) специфический механизм возбуждения, связанный с возникновением деполяризации у обоих раздражающих электродов; б) асинхронное возбуждение волокон, приближающее импульсацию к существующей в естественных условиях; в) меньшее ветвление переменного тока частотой 3—10 кГц, что позволяет более избирательно стимулировать нуждающиеся в этом мышцы; г) преимущественное раздражение таким током рецепторов мышц, а не кожи, и связанная с этим меньшая болезненность.
Повышенные частоты применяют и для получения так называемых интерференционных токов. При подаче на две пары электродов переменного тока с близкими частотами за счет биений получается низкочастотное воздействие током разностной частоты. На таком принципе работают ряд отечественных и зарубежных терапевтических электростимуляторов.
Для стимуляции мышц используют импульсы «игольчатой» формы (с малой продолжительностью по сравнению с интервалами между импульсами), биполярные прямоугольные импульсы, трапециоидальные электрические импульсы и т. д. Ряд исследователем считают, что в качестве оптимальной формы стимулирующего сигнала целесообразно использовать ту, которая приближается к форме потенциала действия, генерируемого на мембране нервных клеток. Стимулирующий сигнал такой формы применяют в ус1рэйстве «Бион». Здесь импульсы, по форме моделирующие потенциал действия, частотой следования 20—140 в секунду используют в качестве огибающей для получения радиоимпульсного сигнала (заполнение импульса — синусоидальный ток 10 кГц).
Из всего многообразия видов стимулирующих сигналов можно выделить как наиболее распространенные прямоугольные импульсы, а также синусоидальные амплитудно- или частотно-модулированные сигналы. Хотя оптимальная мощность стимула достигается при экспоненциальной форме импульса, при прямоугольных импульсах затрата мощности на возбуждение возрастает всего на 22%. Сравнение болевого действия прямоугольных импульсов и синусоидального сигнала показывает, что для частот ниже 200 Гц предпочтительнее применение прямоугольных сигналов, а на частотах выше 2000 Гц предпочтительнее применение синусоидального сигнала (как менее болезненного). При этом следует учитывать, что прямоугольные импульсы ниже 200 Гц имеют преимущество перед синусоидальным сигналом такой же частоты, только при длительности до 0,5 мс. При увеличении длительности до 1 мс прямоугольные импульсы утрачивают преимущество перед переменным током звуковой частоты, поскольку при одной и той же величине сокращения мышц в последнем случае субъективно ощущение оказывается менее неприятным.

ЛИТЕРАТУРА
1.     Системы комплексной электромагнитотерапии: Учебное пособие для вузов/ Под ред А.М. Беркутова, В.И.Жулева, Г.А. Кураева, Е.М. Прошина. – М.: Лаборатория Базовых знаний, 2000г. – 376с.
2.     Электронная аппаратура для стимуляции органов и тканей /Под ред Р.И.Утямышева и М.Враны - М.: Энергоатомиздат, 2003.384с..
3.     Ливенсон А.Р. Электромедицинская аппаратура. :[Учебн. пособие] - Мн.: Медицина, 2001. - 344с.
4.     Катона З. Электроника в медицине: Пер. с венг. / Под ред. Н.К.Розмахина - Мн.: Медицина 2002. - 140с.