Формирование программы управления.

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 информацииизбиоэлектрическою 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 3.43 – 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. 3.43).

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.

Параметры стимулирующего сигнала.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 отплощади электродов. Оптимальные частоты изменяются в зави­симости от функционального состояния нервно-мышечного аппарата н организма в целом и отличаются у различных групп мышц.Какправило, 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 частотамиза 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.

В случае биоуправляемой стимуляции опыт использования электрических сигналов для управления движением показывает, что выбор вида и параметров стимуляции должен базироваться на ряде показателей, которые могут быть объединены в три группы: 1) физиологические, характеризующие субъективное восприятие сигналов и влияние их на процессы в организме; 2) функциональные, характеризующие качество выполнения движения (сила сокраще­ния, точность и объем движения); 3) технические (минимальное потребление энергии, возможность регулирования управляющего сигнала и т. д.). Сравнение различных видов стимулирующих сиг­налов с точки зрения их использования в системах управления дви­жениями возможно только на основании предварительного выбо­ра оптимальных параметров внутри одного вида по трем перечислен­ным выше показателям.

С этой целью проанализированы различные параметры синусо­идального стимулирующего сигнала и прямоугольных импульсов (одно- и двухполярные) и охарактеризованы их достоинства и не­достатки при биоэлектрическом управлении движениями человека. В ходе исследования амплитудных и частотных характе­ристик некоторых электрических и механических параметров ак­тивности нервно-мышечных групп предплечья была изучена эффек­тивность синусоидальных стимулирующих сигналов в диапазоне частот 100 Гц — 10 кГц (рис. 3.44).

Рисунок 3.44 – Блок-схема снятия амплитудных и частотных харак­теристик сокращений мышц предплечья.

Результаты исследований показали,что независимо от частоты стимула амплитудные характеристики мышечного напряжения (момент) в большим диапазоне усилий сохраняют приблизительно линейный характер (рис. 3.45). В околопороговой области наблюда­ется значительная нелинейность. Такая зависимость соответствует общеизвестным физиологическим данным, полученным на изолиро­ванных мышцах.

Рисунок 3.45 – Зависимость силы сокращения мышц предплечья от интенсивности стимуляции при частоте:1 — 500 Гц; 2 — 200 Гц: 3 — 5000 Гц

Характерную область «насыщения» при сверхмаксимальных раздражениях, когда дальнейшее увеличение интенсивности раздра­жения не приводит к увеличению ответной реакции, у большинства испытуемых получить не удалось из-за возникновения сильных бо­левых ощущений. Лишь у некоторых испытуемых в области 2—5 кГц можно было достигнуть насыщения, которое наступало при увеличении силы раздражения более чем в три раза относитель­но пороговой.

Аналогичные соотношения между стимулом и реакцией наблюда­лись при прямой внутримышечной стимуляции, когда при увеличе­нии амплитуды раздражающего импульса разряд ЭМГ увеличивал­ся и достигал максимума при величине стимула, превышающей пороговую втрое. Дальнейшее увеличение амплитуды стимула при­водило к уменьшению амплитуды разряда .

Отношение силы раздражения, вызывающего болевую реакцию, к пороговой (у) на данной частоте (пределы комфортной зоны) характеризует диапазон интенсивностей, в котором можно изменить сигнал управления. Это отношение максимально в области 2—5 кГц к составляет 2,5—3. При увеличении и уменьшении частоты стимуляции пределы комфортной зоны сужаются. Чем больше у, тем точ­нее можно дозировать движение. Поэтому там, где требуется полу­чить более высокую точность движения, предпочтение отдается об­ласти 2—5 кГц.

Межэлектродное сопротивление (сопротивление стимулируемых нервно-мышечных групп с учетом сопротивления прохождению стимулирующего сигнала через кожу и жировую прослойку) в диапазоне частот 500 Гц — 10 кГц не претерпевает существенных изменений в зависимости от ин­тенсивности стимула (2 и 3 на рис. 3.46). Наоборот, в диапазоне 100—200 Гц с ростом амплитуды стимула межэлектродное сопротивление уменьшается. На низких частотах 100—500 Гц изменяется и характер сопро­тивления. С ростом стимула возрастает его активный компонент, на что указывает уменьшение угла сдвига фаз между током и на­пряжением стимуляции. В области 2—10 кГц наблюдается отно­сительная независимость фазовых сдвигов от интенсивности стимула.

Рисунок 3.46 – Изменение межэлектродного сопротивления в зависимости от интен­сивности стимуляции при частоте: 1 — 200 Гц; 2 — 500 Гц; 3 — 5000 Гц.

Исследование частотных характеристик мышц предплечья пока­зало, что для различных испытуемых область частот, при которых пороговые напряжения минимальны, и при неизменной интенсивнос­ти стимула достигается наибольший момент в лучезапястном суста­ве, занимает диапазон 2—5 кГц (рис. 3.47 – 3.48).

Максимальное мышечное напряжение (момент) наблюдается при частотах, совпадающих с максимумом фазовых сдвигов (рис. 3.49). Указанная закономерность сохраняется в широком диапазоне ин­тенсивностей стимула. Как правило, при длительной стимуляции оптимальная частота снижается, а максимум мышечного напряжения становится слабо выраженным. Поэтому наиболее простым способом определения оптимальной частоты стимула для данного индивиду­ума является измерение (разовых сдвигов. В ряде случаев фазовые сдвиги между током и напряжением стимуляции достигают макси­мальных значении в области 4—5 кГц и далее при увеличении час­тоты остаются постоянными. В таких случаях оптимальная частота, на которой мышечное напряжение максимально, совпадает с минимальной частотой, на которой указанные фазовые сдвиги достигают максимума.

Рисунок 3.47 – Частотные характеристики порога раздражения для различных испытуемых

Рисунок 3.48 – Частотные характеристики сокращения, в условиях постоянства интенсивности стимула:1 — сверхпороговой; 2 — максимальной.

Рисунок 3.49 – Зависимость фазовых сдвигов от частоты в условиях постоянства интенсивности стимуляции: 1 — сверхпороговой;2 —максимальной

С точки зрения энергетических затрат при стимуляции можно указать на две оптимальные области: 200 Гц и 2—5 кГц, при этом область 200 Гц энергетически более выгодна. Данная область более приемлема для воспроизведения медленно меняющихся усилий при биоэлектроуправлении. Так, на низких частотах мышечное напря­жение при неизменном уровне стимула уменьшается значительно медленнее (до половинного значения за 30 и более секунд), чем при стимуляции повышенными частотами (2 кГц и выше). В последнем случае мышечное напряжение спадает за 5 и менее секунд. Нарастание мышечного напряжения при стимуляции в области высоких частот наступает почти мгновенно с подачей сигнала. При построе­нии биоэлектрических систем управления следует учитывать эти особенности. Оптимальная система биоэлектроуправления должна иметь перестраиваемую частоту стимула в соответствии со скоростью движения в данный момент времени. Частота стимула должна быть пропорциональна производной программного (или управляющего) сигнала, изменяясь в пределах от 200 Гц до 5—7 кГц при изменении производной от нуля (поддержание постоянного усилия или сустав­ного угла) до некоторого максимального значения, определяемого максимальной скоростью движения.

Выбор вида управляющего сигнала находится в прямой зави­симости от способа передачи анергии тканям — с помощью поверх­ностных или имплантируемых электродов. Несмотря на опреде­ленные трудности использования имплантируемых электродов, связанные главным образом с необходимостью хирургического вме­шательства, опасностью инфекции, реакцией на инородное тело со стороны организма и т. д., в ряде случаев их использование может оказаться весьма полезным. Достаточно сказать, что поверхностные электроды могут быть при­менены лишь для 60% мышц конечностей человека.

Возможность фиксировать положение электродов, не­значительная энергия, требуе­мая для возбуждения и со­кращения мышечных групп, снижение субъективных ощущений при стимуляции — вот лишь неполный перечень преимуществ имплантируе­мых электродов перед поверхностными. При использо­вании имплантируемых электродов в системах управления мышеч­ной активностью целесообразно в качестве стимулирующего при­менять биполярный сигнал, так как он в отличие от униполярного той же мощности не вызывает поляризации и повреждения ткани под электродами во время длительного непрерывного действия.

Учитывая опыт использования синусоидальных и прямоугольных униполярных импульсных стимулирующих сигналов в устройствах биоэлектрического управления, нами был разработан и испытан двухполярный импульсатор со следующими параметрами знакопере­менных импульсов: длительность 0,05—1,0 мс; частота повторения 80—500 Гц.

Исследования проведены для управления активностью сгибателей кисти и пальцев на здоровых испытуемых. Методика исследования не отличалась от таковой при использовании синусои­дального стимулирующего сигнала. Результаты показали, что оп­тимальная длительность знакопеременных импульсов составляет 0,1—0,3 мс. При увеличении и уменьшении длительности макси­мальное мышечное напряжение в пределах комфортной зоны падает, а мощность сигнала, соответствующая максимальному усилию, воз­растает. Частоту повторения знакопеременных импульсов следует выбирать в пределах 80—200 Гц. Дальнейшее увеличение частоты повторения приводило к возрастанию болезненности ощущений. Сравнение двухполярного импульсного сигнала с синусоидальным выявило определенные преимущества первого по показателю средней потребляемой мощности (в 2—3 раза).

Результаты исследования больных с центральными параличами и парезами различной этиологии до лечения», в процессе (через 8, 10 сеансов) и после восстановительного курса лечения по методу ПМБЭУ показали, что амплитудные и частотные электрические я механические характеристики нервно-мышечных групп при патологии двигательной функции центрального происхождения в общем подчиняются тем же закономерностям, которые имеют место у здо­ровых людей.

Большом разброс самих величин электрических и механически параметров не позволил выявить их отличий в норме и при патологии двигательной функции центрального происхождения. Поэтому для управления мышечной активностью при патологии двигательной функции центрального происхождения, как и для управления мышечной активностью здоровых людей, по физиологическим и функциональным показателям наиболее приемлемыми частотами синусоидального стимулирующего сигнала является область 2— 5 кГц, а прямоугольных импульсов — 80—200 Гц при длительности 0,1—0,5 мс.

Индивидуально для каждого больного изменение электрических и механических характеристик пораженных нервно-мышечных групп в процессе лечения подчиняется определенным закономерностям, которые отражают процесс восстановления двигательной функции. Так, у большинства больных с центральными гемипарезами, у ко­торых в результате восстановительного лечения имело место клинически наблюдаемое улучшение двигательной функц