Моделирование электрического сигнала мышцы как показателя ее двигательной активности и сигнала в системе биоэлектрического управления электростимуляции мышц тема автореферата и диссертации по механике, 01.02.08 ВАК РФ

?Т6 о*

МИНИСТЕРСТВО СОЦИАЛЬНОЙ ЗАЩИТЫ НАСЕЛЕНИЯ РФ ЦЕНТРАЛЬНЫЙ НАУЧНО-ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИЙ ИНСТИТУТ ПРОТЕЗИРОВАНИЯ II ПРОТЕЗОСТРОЕННЯ

На правах рукописи

БЕРНШТЕЙН Виталии Моисеевич

МОДЕЛИРОВАНИЕ ЭЛЕКТРИЧЕСКОГО СИГНАЛА МЫШЦЫ КАК ПОКАЗАТЕЛЯ ЕЕ ДВИГАТЕЛЬНОЙ АКТИВНОСТИ И СИГНАЛА В СИСТЕМЕ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ ЭЛЕКТРОСТИМУЛЯЦИЕП МЫШЦ

Специальность 01.02.08 — биомеханика

ДИССЕРТАЦИЯ

па соискание ученой стспепп кандидата технических наук в форме научного доклада

Москва 1994

Работа выполнена в Центральном научно-исследовательском институте протезирования и протезостроешш Министерства социальной защиты РФ.

Научные р у к о в о д н те л п:

сщктор технических паук, профессор Б. С. ФАРБЕР,

доктор биологических наук Я. Л. СЛАВУЦКИЙ Официальные оппоненты: доктор фпзико-математпческпх паук В. П. ТРЕГУБОВ,

доктор физико-математических наук, профессор С. А. РЕГИРЕР

Ведущая организация: Институт Проблем передачи информации Российской академии наук.

Защита состоится «......\ г. в .1.^. час.

па заседании специализированного «совета Д 123.02.01 при Центральном научпо-псследовательоком институте протезирования и иротезостроепия по адресу: 127486, Москва, ул. Ивана Сусанина,

С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке Центрального научно-исследовательского института протезирования п протезостроешш.

Диссертации разослана «.

ЖъЛСА^т к г.

Ученый секретарь /

специализированного совета Д 123^Ю1 кандидат технических

II. Г. НИКИТИН

- г -

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

Актуальность проблемы Оценка двигательной активности по уровню биоэлектрических потенциалов мышц при их поверхностном отведении широко используется в биомеханических и медицинских исследованиях. При этом определяется не только степень напряжения мышц, но и характер их регуляции, отклонения от нормы и степень поражения. Поскольку электрический сигнал мышцы несет информацию о степени сокращения мышцы и, соответственно, о волевой регуляции работы мышцы, представляется возможным использовать его в системах биоэлектрического управления (СБЭУ) электростимуляцией мышц непосредственно в качестве управляющего сигнала для усиления степени сокращения и тренировки ослабленных или пораженных мышц таким образом, как он используется для управления "искусственной мышцей" - приводом протезов верхних конечностей.

Моделирование электрического согнала мышц (ЭСМ), связывающее ее электрическую и механическую активность, объясняет и, в определенной мере, уточняет результаты экспериментальных исследований, отражающих информацию о двигательной активности мышцы, содержащуюся в сигнале.

Моделирование сигнала позволяет также выявить особенности сигнала по сравнению с помехами. Особое значение это имеет при разработке СБЭУ протезами и электростимуляцией: уровень сигнала при поверхностном отведении при поражении и атрофии мышечной ткани или рубцовом повреждении кожи может составлять 2-10 мкВ, тогда как внешние помехи от электрической сети, контактов переключателей - до 0.5 В. а помехи от электростимуляции - до 10 В.

При построении СБЭУ электростимуляцией моделирование сигнала. отражающее процесс его формирования, позволяет разделить ЭСМ на составляющие, связанные с естественным и вызванным сокращением мышцы. Решение этой проблемы как раз и позволило осуществить биоэлектрическое управление электростимуляцией от волевого сокращения мышцы. Кроме того, подобное разделение позволяет оценить электростимуляционное воздействие, определяющее сокращение мышцы, определить наиболее эффективные условия и режимы электростимуляции.

Цель и задачи работы

Целью работы является:

- объяснение связи электрической и механической активности мышцы, исходя из характера и особенностей формирования сигнала;

- выявление отличительных особенностей сигнала по сравнению с помехами, позволяющих повысить помехоустойчивость систем измерения электрических сигналов мышц;

- в случае электростимуляции мышц выявление отличительных особенностей вызванной и естественной электрической активности мышцы;

- разработка помехоустойчивых систем регистрации ЭСМ;

- разработка электростимулятора мышц, позволяющего оценивать электростимуляционное воздействие путем регистрации биопотенциалов мышц, ответственных за стимуляционное и естественное сокращение мышцы;

- разработка СБЭУ электростимуляции от волевого сокращения стимулируемой мышцы;

- экспериментальная проверка эффективности разработанных устройств.

Методы исследования

В работе аналитическим путем определяются особенности сигнала, связанные с процессом его формирования суммированием импульсов сигналов двигательных единиц (СДЕ), которые, в свою очередь, образуются суммированием импульсов сигналов мышечных еоло-кон (СМВ). Этот анализ объясняет и уточняет результаты известных экспериментальных исследований.

В тех случаях, когда выявляются не отмеченные ранее особенности сигнала, проведена их экспериментальная проверка.

Построена модель мышцы, в которой механический эффект, развиваемый мышцей, определяется действием потока импульсов СДЕ. Тем самым параметры модели сигнала связываются с механической реакцией мышцы.

Полученные характеристики модели сигнала и сравнение их с аналогичными характеристиками типовых помех позволили наметить пути выделения сигнала на фоне помех при биомеханических исследованиях и в СБЭУ.

Так как исследования помех в СБЭУ ранее практически не про-

водились, осуществлены измерения уровня помех в бытовых, лабораторных и производственных условиях, на транспорте, в цехах завода, вблизи высоковольтных линий. Для этого построена эквивалентная схема наведения помех и разработана методика их измерения.

Используя результаты, полученные при моделировании ЭСМ с учетом результатов экспериментальных исследований и методов, используемых в технике связи, определены пути выделения сигнала при наличии помех и на их основе разработаны помехоустойчивые усилители и детекторы в СБЭУ протезами и электростимуляцией мышц. Проведена проверка эффективности разработанных СБЭУ на базе эквивалентной схемы наведения помех, а также путем непосредственного их сравнения с используемыми промышленными СБЭУ протезами при действии типовых источников помех.

Проведено моделирование формирования при электростимуляции мышц вызванной ЭСМ (БЭСМ), выявлено его отличие от естественного ЭСМ (ЕЭСМ), что позволило дифференцированно регистрировать БЭСМ в период электростимуляции мышц и разработать электростимулятор с регистрацией ЭСМ и выделенный ЕЭСМ, позволяющий осуществить биоэлектрическое управление электростимуляций мышц путем естественного волевого сокращения стимулируемой мышцы.

Проведена предварительная проверка эффективности электростимулятора с регистрацией ЭСМ. По оценке БЭСМ, характеризующей электростимуляционное воздействие, определены наиболее эффективные параметры импульсов стимуляции. Проведена предварительная оценка эффективности биоэлектрического управления электростимуляцией' на инвалидах с различного типа поражениями нервно-мышечной системы. При этом отмечалось увеличение диапазона и силы перемещения пальцев кисти и локтя.

Научная новизна

Модель ЭСМ представлена в работе, исходя из процесса формирования сигнала путем наложения СДЕ. СДЕ с учетом известных исследований представлены в виде импульсных случайных потоков.

Подвергнут анализу флуктуационный сигнал, образованный, в отличие от гауссовского процесса, наложением ограниченного числа импульсов со случайным временем действия. Показано, что закон распределения напряжения такого сигнала может быть выражен суммой гауссовских функций. Анализируя типичные импульсы СДЕ, пока-

зано, что подобный сигнал можут быть распространен на ЭСМ.

Проведено определение закона распределения отдельных реализацией ЭСМ. подтвердившее, что на ЭСМ распространяется изложенное теоретическое представление сигнала.

Получены параметры модели сигнала - среднее значение выпрямленного напряжения, среднее значение превышения определенного уровня, частота выбросов, частота пиков - как функции характеристики суммируемых импульсных потоков, названной суммарной частотой импульсов СДЕ • - произведения числа регистрируемых двигательных единиц (ДЕ) на среднюю частоту импульсов СДЕ.

Импульсы СДЕ получены как результат наложения импульсов сигнала мышечных волокон с нечеткой синхронизацией. Тем самым, обосновываются эмпирические формы импульсов СДЕ и их частотный спектр, а также спектр ЭСМ.

Разработана механическая модель мышцы, в которой механический эффект рассматривается как .функция суммарной частоты активизированных импульсов СДЕ, тем самым определяется связь между параметрами ЭСМ и механическими параметрами мышцы - развиваемым усилием и скоростью сокращения. Модель построена из допущений, что каждому импульсу СДЕ соответствует выделение определенной энергии биохимической реакции, связь которой с механической энергией сокращения мышцы, усилием и скоростью сокращения определяется характеристическим уравнением Хилла. Объяснены экспериментальные данные связи развиваемого мышцей усилия и ЭСМ.

Впервые получены данные по уровню электрических помех при отведении сигнала в БЭСУ в различных условиях: в лабораторных, бытовых, производственных, в транспорте, вблизи высоковольтных линий.

Впервые получены также результаты по эффективности в отношении помехоустойчивости различных схем и методов обработки сигналов, значение характеристик усилителей биопотенциалов (УБП): входного импенданса, частотной характеристики, эффективности схемы, подавляющей импульсные помехи, эффективности использования развязывающих усилителей.

Получены данные по влиянию на стабильность сигнала входного импенданса УБП и формы его частотной характеристики.

Проведены сравнительные испытания двух методов управления от мышц-антагонистов в отношении помехоустойчивости - раздельно-

го и разностного способов управления. Построена математическая модель различия помех и их изменений в обоих способах регистрации ЭСМ.

Впервые получены данные о ЭСМ, связанном с непроизвольным сокращением мышцы, намечены пути его снижения в СБЭУ.

Получены экспериментально и обоснованы теоретически особенности ВЭСУ при электростимуляции мышцы с помощью поверхностных электродов.

Разработана и экспериментально опробирована методика по определению наиболее эффективных режимов электростимуляции по амплитуде вызванного и естественного ЭСМ.

С помощью разработанной схемы устройства, позволяющей подавить БЭСМ и осуществить биоэлектрическое управление электростимуляцией путем напряжения стимулируемой мышцы, проведено предварительное исследование эффективности подобной стимуляции для здоровых и инвалидов с поражением нервно-мышечной системы.

Практическое значение работы

Моделирование ЭСМ определило, в частности, пути возможного выделения сигнала на фоне синусоидальных и флуктуационных (шумовых) помех, используя амплитудное ограничение малых напряжений или регистрацию по максимальным пикам. Выводы моделирования ЭСМ повзолили разработать имитатор сигнала, необходимый для адекватной оценки СБЭУ при их сравнительной оценке, разработке и настройке. Проведенные теоретические и экспериментальные исследования позволили разработать схемы и образцы помехоустойчивых УБП и детектора сигнала.

Эти УБП, не существенно уступая по габаритам и потреблению питания серийным УБП для протезов с биоэлектрическим управлением, в 15-20 раз превосходят их по помехоустойчивости к сетевым и импульсным помехам. Более сложные УБП с вдвое большими габаритами с использованием развязывающих схем позволили дополнительно снизить уровень помех в 10-20 раз. Используя современные достижения миниатюризации электронных узлов (создание гибридных интегральных схем) и эти УБП можно выполнить в практически приемлемых габаритах. В то же время предложенные УБП обеспечивают в 2-10 раз более стабильный уровень сигнала.

Использование предложенных схем позволяет осуществлять про-

тезирование инвалидов с электрической активностью мышц в 10-20 меньшей нормальной, пользоваться протезами в условиях, когда отказ в их работе грозит серьезными неприятностями. Представляется возможным использовать биоэлектрические протезы в особых случаях: при повреждении кожи культи или когда частотный спектр электрической активности мышцы лежит в области, близкой к основной гармонике сетевых наводок (50 Гц) (например, в бицепсе). Повышается амплитудный диапазон используемого сигнала, облегчается управление, повышается надежность управления несколькими движениями искусственной конечности.

Регистрация БЭСМ при электрической стимуляции мышц позволяет оценить электростимуляционное воздействие. Оценить же стиму-ляционное воздействие по мышечному сокращению не всегда возможно: при слабом сокращении .ослабленных мышц, при стимуляции мышц культи, невозможно учесть сокращение мышц антагонистов, влияние естественного сокращения.

Регистрация ЭСМ позволяет оценить произвольное сокращение мышцы, сопровождающее электростимуляцию.

Регистрация БЭСМ и БЭСМ дает возможность устанавливать наилучшие режимы электростимуляции.

Выделение БЭСМ позволило осуществить биоэлектрическое управление электростимуляцией при . наиболее эффективной частоте стимулируемых импульсов - 35-45 Гц. Биоэлектрическое управление позволяет инвалидам самостоятельно, естественно управлять электростимуляцией, не используя датчики и кнопки, которые включаются искусственным путем или другими людьми. Тренировки мышц с помощью биоэлектрического управления инвалидов выявили, как показали предварительные исследования, его высокую эффективность.

Помехоустойчивые УБП использовались в экспериментальном протезировании инвалидов протезами с БЭСУ, которые из-за малой величины электрической активности не могли протезироваться серийными протезами.

Проводилась тренировка с БЭСУ электростимуляцией мышц предплечья инвалидов, у которых обычный курс электростимуляции не дал существенных результатов. 5-10 сеансов существенно увеличили силу схвата кисти и амплитуду движения пальцев.

Внедрение наиболее эффективных помехоустойчивых УБП с развязывающими усилителями, а также электростимуляторов, позволяю-

щих осуществить регистрацию ЗСМ и биоэлектрическое управление электростимуляцией. В настоящее время в ЦНИИПП ведется НИР, в которой отрабатываются схемные и конструктивные решения, позволяющие осуществить их внедрение.

Публикация и обсуждение результатов работ Материалы по проблемам диссертационной работы докладывались на научно-практической конференции по протезированию и проте-зостроению (М..1968), III Всесоюзной конференции по бионике (М.,1968), I Республиканской школе по нейробионике (Киев, 1971), V Украинской республиканской конференции по бионике (Киев, 1972), на Всесоюзной научно-технической конференции "Современные проблемы радиотехники в народном хозяйстве" (М. ,1977), на Республиканской научно-технической конференции "Актуальные вопросы повышения эффективности реабилитации инвалидов" (Харьков, 1981). XLIV Всесоюзной научной сессии, посвященной Дню радио (М.,1989), на Научной конференции "Сверхслабые взаимодействия в технике и природе" (Московское НТО радиотехники и связи, 1993).

Диссертационная работа включает в себя пять разделов: моделирование сигнала двигательной единицы, моделирование сигнала мышцы, моделирование мышцы, отражающее связь ее электрической и механической активности, выделение сигнала при наличии помех в системах биоэлектрического управления протезами, разработка и исследование системы регистрации и биоэлектрического управления электростимуляцией, основные выводы и результаты.

Исследования и разработки по диссертационной теме изложены в 58 печатных работах, в том числе в 17 изобретениях.

Сокращения, используемые в работе: ЭСМ - электрический сигнал мышцы БЭСМ - вызванный электрический сигнал мышцы ЕЭСМ - естественный электрический сигнал мышцы ДЕ - двигательная единица СДЕ - сигнал двигательной единицы MB - мышечное волокно СМВ - сигнал мышечного волокна СБЭУ - система биоэлектрического управления УБП -чусилитель биопотенциалов

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Моделирование сигнала двигательной единицы В основе построения модели СДЕ и ЭСМ лежит гипотеза о практической допустимости использования принципа суперпозиции для СМВ. Анализ процесса образования разности потенциалов на отводящих электродах показывает, что это допущение может базироваться на следующих данных: 1) с помощью достаточно малых по размерам игольчатых электродов, расположенных вблизи мышечного волокна (MB) принципиально возможно отвести сигнал отдельных MB; 2) при регистрации СДЕ и СМВ электрические цепи, образованные соединительной тканью, из-за малой величины токов приближенно можно считать линейными.

Из работ, близких по направлению к настоящей работе - исследования Р.С.Персон и М.С.Либкинд (1966-1972), A.D.Moor (1967), в которых суммировались упрощенные модели импульсов СДЕ графически или с помощью ЭВМ. Наряду с универсальностью и потенциальными возможностями подобного метода он не заменяет ■ используемый нами аналитический вывод, так как в работах перечисленных авторов неясна причина полученных закономерностей. В частности, отдельные характеристики синтезированного сигнала, полученного в работах М.С.Либкинд, связаны с упрощениями формы импульсов СДЕ и не отражают натуральный ЭСМ. Тем не менее, перечисленные работы в определенной мере дополняют используемую нами методику, подтверждая правильность ее выводов.

Представление о СМВ при поверхностном отведении сигнала по данным, полученным с помощью игольчатых электродов, можно получить, используя исследования R.Lorento de No (1947), С.Н.Hakan-son (1957), С.E.T.Krakau (1959) о трансформации импульса в объемном проводнике.

Импульс СДЕ Уд образуется в результате синхронного действия Пв импульсов СМВ Ув. Условно будем считать смещение импульсов tB СМВ как реализацию случайной функции, имеющей определенный закон распределения w(tB), тогда

Va^A + VV

(1)

где знаком о обозначено' математическое ожидание. Предполагая, что 1»(£„) и 1У[1/В(С)] при фиксированном I для синхронизированных импульсов смв близки к нормальным законам распределения и учитывая. что свертка функций, соответствующих импульсам одной полярности, приближается к функции Гаусса, получим, в случае трехфазного импульса приближенное выражение для Уд и. соответственно, для V,:

А-«. (

II С\г

С\

С^ )

(2)

где П1, 02. С1- сг- сз ~ коэффициенты, зависящие от удельного значения фаз в импульсе СМВ Ув и степни синхронизации импульсов СМВ (рис. 1).

с.

1

А

5)

Рис.1, а) Импульс сигнала мышечного волокна; б) образование импульса сигнала двигательной единицы путем наложения гауссовых

функций.

Возможно и другое приближение для Уд. Импульсы СМВ преобразуются в импульсы одной полярности интегрированием двухфазных и двойным интегрированием трехфазных импульсов. Используя отмеченную выше закономерность для свертки функций, импульс СДЕ Уд может быть представлен в виде производной от функции Гаусса в случае двухфазного импульса СМВ:

{/, "Л „ А ,(е

в

и второй производной при трехфазном импульсе:

_ I1

\\=п,Аге

о

Г —I

(4)

где А1. Аг, Вг - коэффициенты. определяемые амплитудой и

длительностью импульсов СМВ (рис. 2а и б).

С в>

Уд/Уд, характеризующее приближение формы Уд к Уд, уменьшается с ростом пв .

и

Рис.2. Приближенная форма импульсов сигналов двигательных единиц

Плотность вероятности напряжения СДЕ в произвольный момент измерений ш(ил) выразится формулой:

ш((./д)=/;д ч, .ми)

/•'д V.,, ях =1—

(5) '

где 1Д - длительность импульса, vм - средняя частота следования импульсов.

Частотный спектр СДЕ определяется известными соотношениями для импульсных случайных процессов. Он связан со спектром импульсов СДЕ, частотой и степенью регулярности следования импульсов (G.G.Mac Farlane, 1949; Б.Р.Левин, 1968).

В соответствии с (1) спектральная плотность импульса СДК

G(Vt) = Gtft) Ю(1/д). (6)

Рассматривая Уй как результат наложения усредненных импульсов СМВ Ув со случайным смещением, подчиненным нормальному закону распределения, получим амплитудный спектр

ы'оЧМ.

__о

F(V,)=n,F{V,)e ■ (7)

В случае приближенного выражения импульса по формулам (3),

(4)

и'в г

F(Vx)=in,

rz

Л,0|30)(?

(8)

п. ——

(9)

4

Корреляционная функция СДЕ выразится, соответственно, в виде второй и четвертой производной от функции Гаусса.

Интересно, что A.K.Godden (1963), очевидно, независимо от публикаций по настоящей работе, подбирая эмпирическую формулу для импульсов СДЕ, исходя из формы спектра, выбрал производную от функции Гаусса.

G() по форме подобен G(VB) и вызывает второй горб в высокочастотной части спектра Уд, который падает с ростом пв. Тем самым можно объяснить наличие значительного всплеска в высокочастотной части спектра при нарушении механизма синхронизации, соответствующего заболеваниям нервно-мышечной системы (J.Fex, C.E.T.Krakau, 1957; А.Т.Richardson. 1952). Объясняется также появление высокочастотного горба в спектре при стимуляции электри-

S

ческой активности путем сгибания конечности внешним воздействием (R.O.Becker, 1960). В этом случае отсутствует синхронное возбуждение MB в ДЕ. Наличие же некоторой синхронизации вытекает из механической связи MB.

Моделирование электрического сигнала мышцы

ЭСМ часто отождествляют с шумоподобным сигналом с нормаль- " ным распределением - "гауссовским шумом" (Shwedy К.Е. с соавт. 1977), Dunfield V.A.~ Shwedy К.Е., 1979, HogenN.J. 1982, Filli-goi G., Mandarin! P. 1984, Laclo P.L., Jones N.B. 1984). Однако ЭСМ, в отличие от модели "гауссовского шума" образуется суммированием ограниченного числа импульсных случайных потоков, соответствующих СДЕ.

Закон распределения напряжения ЭСМ w(c/M) определится сверткой и>([/д) (формула (5)). Анализ свертки для типовых импульсов СДЕ показал, что полученная функция приближается к гаус-совской уже при свертке 2-х, 3-х w(VÄ). Отсюда при близких по амплитуде СДЕ следует приближенное выражение для vHUu):

_ __tß__

2 üMVA)f

W(U»)= У Pf-=-=-+ Paà(U), (10)

& ^ЗявИ'д)

где п - число ДЕ, б - среднеквадратичное значение, "-" - усреднение по ДЕ.

Можно считать, что формула (10) отражает сигнал ДЕ, MB которых близко расположены по отношению к отводящим электродам. Сигналы других ДЕ образуют шумовой фон.

С увеличением п iv{UH) приближается к гауссовскому. Отличие w(UM) от гауссовского является показателем числа регистрируемых ДЕ. мощность которого соизмерима с мощностью ЭСМ.

Анализ закона распределения отдельных реализаций натурального ЭСМ подтвердил, что закон распределения хорошо аппроксимируется суммой гауссовых функций (рис.3). Аналогичные результаты на

более обширном экспериментальном материале дало определение закона распределения ЭСМ, проведенное Г.Д.Райфманом. что дополнительно подтверждает правомерность изложенных нами теоретических предпосылок.

Приведенный закон распределения для ЭСМ распространяется и на другие флуктуационные сигналы, образованые. в отличие от "га-уссовского шума", наложением ограниченного числа импульсных случайных процессов. Таким образом, могут быть, например, объяснены особенности распределения ЭЭГ кролика в работе В.А.Прянишникова и Е. А. Войтинского (1966).

Рис. 3. а) Плотность вероятности напряжения для типичного сигнала мышц при умеренных скоращениях (пунктиром показан нормальный закон распределения); б) приближенное представление закона распределения ЭМГ сигнала в виде суммы гауссовых функций.

Из формулы (10) следует приближенное выражение для среднего выпрямленного напряжения на выходе амплитудного линейного детектора Их1 (рис. 4а):

и/(¿/}

и

п

При малом п

К-|-«Рл0 1УА)-= У—2— '.Ло^), (12)

где 1д - длительность импульсов СДЕ, V назовем суммарной частотой импульсов СМ. При большом п

т*]/*.ржп с УТ^"(1/л) С13)

' л

Сигнал на выходе квадратичного детектора

..' V!!-Рд по1 (1/д) =7, умо3 (V,). (14)

Приближенное выражение для частоты выбросов ЭСМ т1м([/0) найдем, исходя из допущения, что свертка двумерного закона.распределения импульсов СДЕ »[Уд (£, £+т)], как и в случае к>(Ул). достаточно быстро приближается с ростом п к гауссовой функции. При лизких по амплитуде СДЕ

V п "И Г ,

Мы ¿4 р> 2л (15)

/_л

Уд та» ^

где Шц(Уд) - среднеквадратичная частота спектра мощности импульсов СДЕ.

При малом п

Ц„г _ Цр}

При большом п

• £/6» и»*

1м .1*/«)» 2я 2л

Сри.с. 46).

Рис. 4. Напряжение на выходе линейного амплитудного детектора Uм1 (а) и частота выбросов riM (б) в зависимости от числа регистрируемых двигательных единиц п или суммарной частоты импульсов сигнала мышцы v = пуд. уд - частота следования импульсов сигналов двигательных единиц). II - приближенное значение, соответствующее малому п, III - приближенное значение, соответствующее

большому п.

Частота экстремальных значений СМ Х„ определится формулами, аналогичными (15) - (17), в которых (ОцСУд) заменяется на а)п {ЪЧЛ/М) и U0=0. _

Приведенные выражения для LTMr. как и характер зависимости •^(Уо) и Ху,. согласуется с данными Р. С. Персон и М.С.Либкинд (1966, 1967, 1970) по графическому моделированию ЭСМ и моделированию на ЭВМ (М.С.Либкинд. 1968).

При U0, близком к (/„, и ограниченном числе ДЕ приведенные формулы могут дать существенную погрешность. В этом случае tih представляется возможным определить, исходя из частоты совпа-

дения максимальных пиков, аналогично вычислению частоты совпадения прямоугольных импульсов (А.Р.Лившиц. 1957). приблизительно линейно возрастает с увеличением п. Таким же образом могут быть" определены частота и амплитуда максимальных пиков огибающей.

При асинхронном действии ДЕ спектр мощности СМ подобен спектру СДЕ (8), (9) (рис. 5). Сравнение формы спектра экспериментальных записей СМ и связанной с ним корреляционной функции (Р.С.Персон, Л.Н.Мишин. 1963) со спектрами и корреляционной функцией, соответствующими формулам (7) - (9), показывает их хорошее совпадение.

Рис. 5. Амплитудный частотный спектр сигнала, образованного импульсами, форма которых соответствует Рис. 2а (а) и 26 (б).

Учитывается разброс по амплитуде и длительности импульсов.

Текущий спектр ЭСМ, как и спектр СДЕ, имеет непрерывную и лепестковую часть, однако лепестковая часть, вследствие большого числа асинхронных импульсов, значительно менее выражена. Низкочастотные компоненты текущего спектра повышаются по сравнению с теоретическим спектром бесконечной реализации сигнала.

Как и в спектре СДЕ, спектр ЭСМ может иметь заметный всплеск в высокочастотной части, соответствующий спектрам импульсов СМВ, а также полифазным потенциалам СДЕ.

ЭСМ на выходе узкополосного частотного фильтра им выражается в виде суммы импульсных случайных процессов, аналогичных импульсным процессам на входе, в которых ил заменяется на импульс, преобразованный фильтром, Уд . Если импульсы Уд сигнала одной ДЕ при этом не прерываются, то все приведенные выражения для Ум справедливы и для Ум с заменой Уд на Уд и 1Д на 1д . Вследствие увеличения вероятности перекрытия импульсов разных СДЕ, ии' и Пм более точно выражаются приближенными формулами, соответствующими большому п, увеличивается средняя частота и длительность максимальных пиков. При дальнейшем сужении полосы, когда импульсы СДЕ начинают перекрываться, характеристики сигнала приближаются к характеристикам шумового сигнала с нормальным распределением напряжения и, соответственно, снижается частота максимальных пиков.

Усреднение параметров ЭСМ по времени имеет особое значение в СБЭУ в связи с возможностью при этом сгладить флюктуации сигнала. О величине флюктуаций можно судить по дисперсии усредненного параметра. В случае использования квадратичного детектора, предполагая, что на интервале усреднения Б импульсы СДЕ умещаются целиком и отклонения импульсов некоррелированы, дисперсия сигнала после детектирования.

где N - число импульсов СДЕ на интервале Б. г (г) - коэффициент корреляции напряжения импульсов двух СДЕ, т - смещение импульсов. Рассматривая ряд других параметров как случайные функции от ин11, средние значения которых монотонно связаны с %, можно сделать заключение и о флюктуациях усредненных значений этих параметров.

Из (18) следует, что при сужении полосы, в связи с увеличением длительности импульсов СДЕ на выходе фильтра, увеличиваются флюктуации усредненных значений и],1, ин11, пн- Это не относится к огибающей по максимальным пикам: при сужении полосы до того, как импульсы не перекрываются, флюктуации огибающей по и„ . вследствие увеличения вероятности перекрытия п импульсов, уменьшаются. При дальнейшем сужении полосы флюктуации возрастают.

Синхронизацию ДЕ рассматриваем как разделение ДЕ на асинх-

(18)

ронные группы, в которых импульсы пгр ДЕ имеют тенденцию к совпадению. В этом случае изложенные выводы о характеристиках СМ распространяются и на СМ при наличии синхронизации ДЕ с заменой п на число асинхронных групп т и Уд на импульс группы Угр. соответственно, рд на ргр и 1Д на 1гр.

При наличии синхронизации ДЕ повышаются б([/„), 0М1. Щ,11, снижается Т1М [1/0/б(1/м) ]. При отсутствии смещения синхронизированных импульсов

о2(ии)~ппгеоЧ1> л), (19)

С(и«)~ппг,0(и(20)

В случае смещения синхронизированных импульсов увеличиваются низкочастотные составляющие спектра, соответственно, снижаются и Хн. Если смещение импульсов 9И подчиняется нормальному распределению,

{¿У I

Моделирование мышцы, отражающее связь ее электрической и механической активности Известно большое количество экспериментальных исследований, определяющих связь электрической и механической активности мышцы, в основном, в изометрическом режиме (Blgland В., Lippold O.C.J. 1954. Кожевников В.Л. с соавт. 1961, Гурфинкель B.C. с соавт. 1965. Moreckl А. с соавт. 1964, Isidori А., Nlcolo F. 1967, Пламм Э.И., Райфман Г.Д. 1971, MorltaniN., VriesY.A. 1978, Petrofsky J.S. 1980, Ringelberg J.A. 1985). В связи с различиями условий проведений экспериментов, которые в большинстве случаев не фиксируются, результаты этих исследований отличаются, а в отдельных случаях и противоречивы. Построение механической модели мышцы, отражающее связь ее электрической и механической активности, объясняет и, в определенной мере, уточняет экспериментальные данные.

Исследователи, рассматривающие модель ЭСМ как сумму сигналов ДЕ, сравнивают зависимость характеристик сигналов от числа

регистрируемых ДЕ п с зависимостями аналогичных экспериментальных характеристик ЭСМ от развиваемой мышцей усилия Р. Тем самым, предполагается пропорциональность п и Р. В этой связи представляется парадоксальным нелинейность ин(п), в то время как экспериментальная зависимость средневыпрямленного ЭСМ в большинстве случаев - линейная. Одна из гипотез, объясняющая подобное расхождение - увеличение синхронизации ДЕ с увеличением усилия (V.А.Ро11ак с соавт., 1981). Между тем, пропорциональность п (или V) и Р не является очевидной.

Зависимость механической активности мышцы от V дает анализ модели мышцы, в которой двигательная активность рассматривалась бы как функция от суммарной частоты активизированных импульсов СДЕ - V,,.

= пм Уж (22)

Допускается пропорциональность V и V,,.

В отличие от большого числа работ в этом направлении мы рассматриваем модель мышцы, включающую не единый генератор силы, а множество генераторов, каждый из которых соответствует комплексу МВ ДЕ. Причем исходим из допущения, что каждому импульсу СДЕ соответствует не приращение Р (например, С.Р.Романов. 1980), а приращение потенциальной энергии I, которая может реализоваться в натяжении сухожилий МВ, в механическую или тепловую энергию. значение I и реакцию мышцы на импульсы СДЕ можно определить, распространяя уравнение Хилла на комплекс МВ ДЕ:

(Рд + а) у = Ь (Рло - Рд) (23)

Рд. Рд0. v - усилие, максимальное усилие, скорость сокращения мышцы при активизации комплекса МВ СД.

Уравнение можно трактовать следующим образом.

Импульс СДЕ активизирует все МВ ДЕ. Рассмотрим наиболее характерный случай, когда они действуют параллельно. Во время прохождения импульса СДЕ за время Т создается потенциальная энергия I = ЪРд0Т. Предполагается, что имеются необходимые условия и химические компоненты для протекания биохимической реакции. В случае изометрического сокращения комплекса МВ ДЕ Рй=Рл0: при изме-

нении длины MB ДЕ часть MB. с потенциальной энергией последовательных упругих элементов ЪРДТ, сохраняют свою длину, противодействуя приложенному усилию Рд, в остальной части MB ДЕ потенциальная энергия

М = Ъ (Рд0-Рд) т переходит в механическую и тепловую - РдуГ и аvT. При действии последующих импульсов функции MB могут меняться, ихллины выравниваются. Подобная схема соответствует теплопродукции одиночного сокращения мышцы (A.V.Hill, 1949; J.R.Bendall, 1969). Перед сокращением MB имеет место всплеск теплового излучения, который может быть связан с образованием L. Дополнительный всплеск связывается с неиспользованной в период сокращения энергией. Цикличность преобразования энергии, соответствующая импульсам СДЕ, подтверждается ступенчатым характером изотонического сокращения при синхронной стимуляции, притом и в случае,когда vÄ соответствует предшествующему изометрическому тетанусу (например, B.R.Jewell, D.R.Wilkie, 1958), а также исследованиям на уровне саркамер (Y.Pollak с соавт. 1977). Теории сокращения Хаксли и Девиса предполагают микроциклические перемещения протофибрил. Но и в этом случае эти микроциклы должны группироваться в циклы, соответствующие импульсам СДЕ.

Рассматриваемая модель мышцы представлена на рис. 6. Она включает параллельно действующие генераторы механической энергии 1 с последовательно включенными упругими элементами 2 и общим упругим элементом 3. Генераторы 1, как и упругие элементы 2, эквивалентны по своему действию на мышцу генератором и упругим элементом MB ДЕ. Рассмотрим работу схемы в случае изометрическо-

Предполагая, что упругие элементы подчинены закону Гука и что последовательные импульсы механического сокращения мышечных волокон можно считать не перекрывающимися, получим

2 (Д1) I п2 Е, Ег

■ рг = -^-м 1 2 (24)

2 Ег + пм Е1

где "с, - механический кпд, £!, Ег модули упругости, соответственно, упругих элементов 1 и 2. При малом п^, учитывая что Ег > Е1

Р = пм "У ^ • САЬ) Ех (25)

при большом п,,. считая что г^Е^Ег

Р »угоддЕГ^ (26)

С увеличением Р включаются ДЕ с частотой V,. при которой механические импульсы нельзя считать неперекрывающимися (А.А.Ги-диков, 1975). В этом случае разделим линии модели, отождествляющие комплекс МВ ДЕ на две группы: одна включает расслабленные ИВ на момент действия импульсов СДЕ - п„ , в другой - упругие элемнты 2 натянуты от действия предшествующих импульсов п^ . Для упрощения исключим промежуточную фазу. Соответственно развиваемое усилие, отражающее первую группу обозначим Р1, вторую - Р2.

В этом случае

рг =

2 к2 1 - к2 1

- + - + — (27)

П„ Е1 Пм Е1 Ег

пм = пм пм , V,, = пм + пм , Р = ?! + Р2 . К = Рх /Рг .

При малом значении Р, считая Р определяется форму-

лой (25). при большом Р, считая

/ 2 к2 1 - к21 Е1 » Ег -- + -'

I Пм Пм ..

Р =]/2 VM I - (ДЬ) Ег (26)

Таким образом, как и UM(v) в начальный период при увеличении ук имеет место линейная зависимость Р от vM, ас увеличением vM она приближается к обратной параболе. Соответственно имеет место приближенная линейная связь й~к и Р. Как следует из модельного представления Р и UK эта зависимость б значительной мере определяется местом отведения сигнала, структурной мышцы и характером ее инервации, что и следует из экспериментальных исследований. При выводе формул (24) - (28) предполагалось стабильное значение^ ALT. Между тем, как следует из формулы Хилла, t'(AL) при сокращении МВ определяется скоростью сокращения и связанным с ним развиваемым усилием. \-(М) падает при усилии, близком к малому и к максимальному значению Р. При естественной инервации мышцы как при малых, так и больших усилиях, как правило, не охватывает частоты, при которых имеют место крайние значения (А.А.Гидиков, 1975) и соответственно существенное расслабление или натяжение МВ при изометрическом напряжении мышцы, чем и обосновывается допущение фиксированного значения t,(AL). Однако при искусственной синхронной .стимуляции, когда используются малые и максимальные значения vR, наблюдается S-образная форма характеристики Р(тд).

Выделение сигнала при наличии помех в системах биоэлектрического управления Одним из возможных приложений результатов моделирования сигнала является определение путей выделения сигнала при наличии помех, основанных на отличиях их параметров.

Эффективность преобразования сигнала в процессе его отведения и усиления определяется информационным содержанием преобразованного сигнала с учетом действия помех.

Условно помехи можно разделить на флуктуационные (шумовые), периодические и импульсные.

Сообщение в БЭСУ отождествляется со стремлением оператора с определенным напряжением сократить мышцу. В связи с этим флюктуации сигнала, не отражающие сообщение, условно можно отнести к одному из видов помех, имеющих шумовой характер.

К флуктуационным помехам можно отнести биопотенциалы мышц при их непроизвольном сокращении, "биологический" или "тканевый" шум (K.J.Hayes, 1960), тепловой шум переходного сопротивления электродов, шумы усилителей биопотенциалов (УБП). наводки, создаваемые токосъемными устройствами, коллекторами электродвигателей и т. д.

К периодическим помехам можно отнести 50 Гц сетевые наводки и их гармоники, а также импульсы электростимуляции.

Помехи, возникающие при смещении электродов и изменении при этом разности потенциалов поляризации и переходного импенданса, наводки, возникающие при вкючении электрической аппаратуры и нарушении контакта токосъемных элементов, имеют компоненты импульсной помехи. Значительные компоненты импульсной помехи несут импульсы электростимуляции.

Экспериментальных работ по определению уровня и характера помех другими авторами в отличие от исследования ЭСМ практически не проводилось.

Анализ образования помех в БЭСУ протезами показал, что помехи позхникают, главным образом, за счет разности наведения потенциалов между телом человека, носящего протез, и корпусом УБП, соединенным с электродом - "масса". Поэтому простейший прием, снижающий помехи - уменьшение переходного сопротивления кожи под этим электродом путем увеличения поверхности электрода, изготовления его из гигроскопического материала с пропиткой проводящей жидкостью. В условиях БЭСУ этот метод нереален, поэтому используют относительно малогабаритный металлический электрод-"масса", и основным фатором. снижающим помехи, являются биполярные отведения с высокой степенью подавления синфазного сигнала.

Для того, чтобы результаты экспериментального исследования помех в БЭСУ не зависели от коэффициента подавления синфазного сигнала, в наших измерениях фиксировалось синфазное напряжение помехи. В этом случае о фактической помехе в БЭСУ можно судить по степени подавления синфазного сигнала, которая в значительной мере определяется разностью переходного сопротивления кожи у пары отводящих электродов.

Синфазный сигнал регистрировался путем измерения и записи напряжения между электродом-"масса" и электродом, помещенным во рту испытуемого (прием, использовавшийся ранее в электрофизиоло-

гических исследованиях для снижения наводок); напряжение на этом электроде практически соответствует напряжению внутренних тканей. При измерении использовались малогабаритные приборы с автономным питанием, . чтобы заметно не увеличивать эффективную "антенну" протеза.

Типовые значения уровня сетевых наводок следующие: уровень сетевых наводок в лаборатории при включенных приборах - 2,5-12 мВ, при контакте с незаземленным сетевым прибором - до 20 мВ; в цеховых условиях до 60-80 мВ. Эти данные в основном относятся к 50 Гц помехе. Если не использовать низкочастотные составляющие сигнала, подавление подобной, помехи достаточно просто. Если же значительная доля электрической активности мышцы приходится на частоты 30-70 Гц, то это вызывает определенные затруднения.

Значительно большие проблемы связаны с подавлением наводок, возникающих при нарушении электрических контактов у токосъемных устройств, в частности, при работе коллекторных электродвигателей.

Напряжение шумовой помехи электробритвы с коллекторным электродвигателем ( с поврежденным фильтром радиопомех) - 15 мВ, в трамвае - до 200 мВ (частотная характеристика измерительных приборов ограничивалась 50 кГц). Сложность возникает в связи с неэффективностью из-за широкого спектра помехи применения избирательных частотных фильтров и трудностями значительного подавления синфазного сигнала на средних и высоких частотах ЭСМ.

Полученные данные о помехах могут быть использованы для проверки ЕЭСУ на помехоустойчивость путем подачи на вход системы полезного сигнала и помехи от генераторов, имитирующих сигнал и помеху, через проводниковые структуры, имитирующие переходный импеданс кожного перехода 1.

Имитатор переходного сопротивления был подобран, исходя из экспериментальных работ по определению значений Ъ для токов разной частоты (й-КасЗеГогэ и др., 1968). Нами была получена достаточно хорошая модель переходного сопротивления, представляющая цепочку из 2-х резисторов (IV и К2), шунтированных, соответственно, емкостями (С! и Сг). Например, данным КайеГогэ для используемых нами размеров электродов соответствует К)=220 кОм. Н2=10 кОм, С1 =0,016 мкФ, Сг =0,03 мкФ. В качестве генератора шума могут чбыть использованы стандартные генераторы синусоидальных и

шумовых сигналов. В качестве источника полезного сигнала - магнитофонная запись определенных эталонных ЭМС.

Более удобным является использование в качестве генератора ЭСМ разработанного нами имитатора ЭСМ на основе изложенного модельного представления сигнала. Генератор включает 10 имитаторов СДЕ в виде генераторов случайных импульсных потоков. При этом для результирующего сигнала форма импульсов не критична. Следует лишь установить форму частотной характеристики импульсов, соответствующих частотному спектру выбранного ЭСМ. При применении имитатора ЭСМ следует также выбирать эталонные данные сигнала: ширину спектра и его среднюю частоту, число имитаторов ДЕ и их удельный вес при формировании суммарного сигнала.

На рис. 7 представлены пример сигнала имитатора, на рис. 8 - частотный спектр этого сигнала. Удовлетворительные результаты подобного физического моделирования ЭСМ являются косвенным подтверждением изложенных выше предпосылок процесса формирования ЭСМ.

Рис. 7. Осциллограммы сигнала имитатора электромиографического сигнала, п - число включенных имитаторов сигнала двигательных единиц (Длительность реализации 250 мс).

В случае шумовой помехи, имеющей обычно нормальное распределение напряжения, как следует из особенностей и>(1/м), целесообразным является, исходя из отношения сигнал-помеха, ограничение сигнала снизу по амплитуде. Рациональный уровень ограничения связанно интенсивностью помехи. Ограничение сигнала снизу дает

• -V—V—VJvJVJ\^—М—V-

Рис. 8. Частотный спектр сигнала имитатора, соответствующего п=10 (1), 2 - расчетная форма характеристики при анализе спектра с помощью фильтров, имеющих постоянную добротность.

О 100 700 300 ш Ж 600 100 800 900 $ Гц

наибольший эффект при слабых напряжениях мышцы, когда отличи-, тельные особенности №([/„) выявляются наиболее четко.

Случай совпадения ограничения снизу и сверху соответствует регистрации сигнала по превышению определенного уровня. Выше отмечалось о преимуществе в отношении информативности средневып-рямленного значения сигнала по сравнению со средним превышением уровня. До достижения уровня1 помеха подавляется, но при небольшом превышении амплитуда помехи возрастает до максимального возможного значения амплитуды сигнала.

Как следует из особенностей к(11и), в случае интенсивной шумовой помехи действие помехи снижается при использовании огибающей по максимаольным пикам или близким к максимальным. Амплитуда пиков, определяющих огибающую, зависит от допустимых требований к запаздыванию сообщения.

Значительный эффект по снижению как шумовой, так и импульсной помехи, дает использование частотных фильтров с ограниченной полосой пропускания.

Центральная частота фильтра может быть определена из условия максимума отношения сигнал-помеха. При шумовой помехе во многих случаях спектральная плотность приблизительно обратно пропорциональна .частоте. Этот фактор требует резкого подавления низких частот,что может потребовать использования частотных компонентов ЭСМ, не соответствующих максимуму частотной характеристики ЭМГ.

Усреднение параметров ЭСМ на текущем интервале времени име-

ет особое значение в БЭСУ в связи с возможностью при этом сгладить флуктации сигнала. Длительность интервала усреднения ограничивается требованием быстродействия БЭСУ. В связи с этим постоянная времени сглаживающих фильтров в детекторах БЭСУ лежит в пределах 0,1-0,2 с.

При сужении до определенного предела полосы частотных фильтров выявляется различие между ЗСМ и гауссовским шумом: сказывается определенная периодичность импульсов в суммируемых СДЕ. При сохранении среднего периода импульсы СДЕ расширяются и до того, как импульсы начнут перекрываться; в отличие от гауссовского шума увеличивается частота максимальных пиков, что дает возможность регистрировать этот параметр в интервале периода усреднения в БЭСУ и тем самым повысить отношение сигнал-шум.

Учитывая среднюю частоту импульсов СДЕ, наилучшая ширина фильтра AQ соответствует 40-70 Гц.

Для иллюстрации этих выводов было проведено экспериментальное определение наиболее эффективного значения ДО для отдельных реализаций сигнала при регистрации СМ по пикам, близким к максимальным.

Предварительно, исходя ira данных по спектру ЭСМ и импульсам СДЕ, было установлено, что для скелетных мышц максимум отношения сигнал-помеха соответствует AQ = 50-150 Гц, причем наиболее вероятное значение ближе к 50 Гц границе, и значение AQ, при которой начинают повышаться флюктуации, имеет порядок 30 Гц.

Наиболее эффективное значение Ай определялось по максимуму отношения сигнал-шум при условии, что амплитуда сигнала равна максимальному пику на интервале 0. 1 с.

Предварительное ориентировочное определение AQ путем сравнения ЭСМ предплечья, при поверхностном отведении, и шума усилителя биопотенциалов на экране осциллографа, соответствовало AQ=50-70 Гц в случае центральной частоты 250 Гц.

При более тщательном анализе применялся набор фильтров с центральной частотой 185 Гц и AQ от 3 до 1000 Гц. Использовался ЭСМ предплечья при сильных и средних сокращениях и сигнал генератора шума. Результаты измерений сведены в таблицу.

Полоса фильтра Гц

Отношение уровня Частота сигнала к уровню пиков шума

Необходимое повышение усиления

1000 160 75 25 15 3

4,3 7,5 11.5 12,5

5,7

8.0

10-150 10-150 10-150 7-20 7-20 4-20

5,8

2.3 3.8

1.8

1

1.3

В подтверждение теоретических предпосылок наиболее эффективная полоса соответствует 50-70 Гц. При этом не только в 2 раза увеличивается отношение сигнал-помеха, но и практически не снижается быстродействие. При полосе, меньшей 25 Гц, ухудшается помехоустойчивость и скорость реакции системы.

Выделение сигнала по максимальным пикам можно рассматривать как разновидность регистрации сигнала по огибающей. Детектор пиковых значений образуется при большом значении постоянной времени разряда емкости сглаживающего фильтра (инертность детектора может быть в определенной мере снята периодическим разрядом емкости). Напротив, при большом значении постоянной времени заряда емкости выбросы сигнала сглаживаются. В первом случае сглаживающий фильтр подавляет гладкую шумовую помеху, во втором - импульсную помеху. На рис. 9 представлена схема детектора, которая обеспечивает подавление обоих типов помех. Если помехи действуют одновременно, то проходит та помеха, влияние которой наименьшее.

Фильтр содержит оба типа детектирующих узлов, выделающий огибающую по максимальным пикам 1 и склаживающий - 2. Усиление обоих узлов подобрано таким образом, что для типового ЭСМ выходные характеристики близки. Элемент 3 пропускает из двух сигналов наименьший. Испытания показали эффективность подобного детектора.

Для подавления импульсной помехи целесообразно использовать системы, оправдавшие себя в системах связи. Отличие частот сигнала не является принципиальным. Соответственно эффективным является схема подавления импульсных помех, названная ШОУ (Ш - широкополосный усилитель, 0 - амплитудный ограничитель, У - узко-

Рис. 9. Структурная схема детектора, автоматически подавляющего наиболее значимую помеху: импульсную или шумовую.

полосный усилитель). В этой схеме уровень амплитудного ограничения и ширина полосы узкополосного фильтра целесообразно сохранить теми же, что и при подавлении шумового сигнала. Значительно более эффективным осуществить перед амплитудным ограничением дифференцированные сигналы, резко повышающих амплитуду пиков в сравнении с амплитудой сигнала, и обратное интегрирование сигнала после ограничителя.

Для подавления наиболее значимой периодической помехи - 50 Гц наводки в зарубежных и отечественных УБП используют режектор-ные фильтры на 50 Гц. Этот метод полностью не решает проблему. Подобный фильтр не подавляет гармоники. Гармоники образуются и в самом усилителе, вследствие нелинейных искажений сигнала перед фильтрацией сигнала. Следует также отметить, что основная мощность сигнала у ряда мышц, например, бицепса, лежит в области 50 Гц. Обычные же схемы фильтра не обеспечивают высокую избирательность.

Данную проблему решает использование фильтра (рис. 10). в программу функционирования которого входит не частотная фильтрация, а подавление периодических сигналов, независимо от формы, повторяющихся через определенный период импульсов. Возможный вариант подобной схемы фильтра включает линию задержки на период следования импульсов и элемент, осуществляющий вычитание, на вход которого подается исходный сигнал и сигнал после задержки.

На частотах ЭМГ фильтр реализуется в виде цифрового фильтра, содержащего аналого-цифровой преобразователь 1 (АЦП), генератор тактовых импульсов 2, регистр сдвига 3, вычитатель цифровых сигналов 4, цифро-аналоговый преобразователь 5 (ЦАП). Частота тактовых импульсов определяет частоту подавляемого периодического сигнала.

Фильтр был разработан и изготовлен. Испытание данного фильтра проводилось путем ' подачи искусственно созданной наводки на вход УБП, при которой в результате ее нелинейного искажения, с последующей фильтрацией основной частоты. 3-ья и 5-ая гармоники (соответствующие основным часютным компонентам использованного ЭСМ) вдвое превосходили максимальные значения ЭСМ. На выходе Фильтра подобная искусственная помеха снижалась до несущественной величины (в 15-25 раз).

1

Рис. 10. Структурная схема режекторного фильтра периодических

сигналов.

Фильтр, собранный на дискретных элементах, может быть применен в стационарных приборах. Для его использования в портативных БЭСУ требуется его реализация в виде гибридной микросхемы. Современный прогресс микроэлектроники делает это вполне реальным.

В настоящей работе окончательные выводы о помехоустойчивости разработанных узлов были уточнены путем непосредственног сравнительного испытания этих узлов в БЭСУ в условиях действия помех.

В соответствии с изложенными данными по моделированию сигнала, эквивалентной схемы цепи воздействия помех в БЭСУ, данных по характеру и величине помех были разработаны помехоустойчивые

УБП, которые по сравнению с выпускающимися УБП отличались большим коэффициентом подавления синфазного сигнала, относительно высокими входными импендансами по отношению к дифференциальному и синфазному сигналам, снижающие тем самым разбаланс входных дифференциальных каскадов УБП и связанное с этим уменьшение степени подавления синфазного сигнала. Снижена полоса пропускания частотной характеристики, и она смещена в область низких частот. Введена схема подавления импульсных помех.

Структурная схема помехоустойчивого УБП при биполярном отведении сигнала показана на рис. 11. Она включает: входной ограничитель импульсов 1, предохраняющий входные каскады УБП от случайных перегрузок, повторители сигнала 2, 3. обеспечивающие высокий входной импенданс УБП, дифференциальный усилитель 4 с высоким коэффициентом подавления синфазного сигнала, широкополосный усилитель 5. схему подавления импульсного сигнала 6. избирательный частотный фильтр 8.

П 2

ш

1

г

х

D>

"I

гГ

> о

4-

5

____I 3

1

в

10

н

dU 9 Г

dt г J

7

L .

J

6

Рис. 11. Структурная схема помехоустойчивого УБП.

Схема УБП обеспечила входной импенданс 600 кОм для дифференциального сигнала и 500 мОм для синфазного, коэффициент подавления синфазного сигнала 80-85 дБ, ширина полосы пропускания УБП 100 Гц с максимальным усилением, устангавливаемым в пределах 130-200 Гц, коэффициент усиления на этой частоте 15000-150000. Схема подавления импульсной помехи выполнена по схеме: дифференцирующее звено 8 (рис. 11) - амплитудный ограничитель 9 - интегрирующее звено 10. Дифференцирование реализовывалось до 5 кГц, реальная ширина полосы каскада - 100 кГц.

Сравнительные испытания данного УБП с УБП, выпускавшимся

серийно в 1980 г. (входной импенданс УБП - 20 кОм, частотная характеристика 200-800 Гц) дали следующие результаты.

При работе коллекторных электродвигателей (без схемы защиты от радиопомех) электродрели и электробритвы уровень помех в помехоустойчивом УБП составлял 5% от максимального выходного сигнала (соответствующего максимальной ЭСМ испытуемого), у контрольного же - 80-100%, вблизи высоковольтных линий, когда испытуемый стоял на деревянном настиле, соответственно 1-1,5% и 15-30%). В трамвае, на отдельных участках, соответствующих нарушению контакта в токосъемных устройствах, в помехоусточивом усилителе помеха не наблюдалась, в контрольном соответствовала 100% сигналу.

Чрезвычайно эффективным оказалось использование так называемых развязывающих усилителей, в которых осуществлена развязка по питанию и по цепи передачи сигнала. В этих усилителях масса системы управления, воспринимающая наводки, сведена к минимуму, соответственно снижена и синфазная наводка.

Нами разработан УБП с использованием развязывающего усилителя, в котором развязка по питанию осуществлялась с помощью малогабаритного и экономического преобразователя напряжения, в передаче сигнала - использованием оптрона. Сравнительные испытания БЭСУ показали, что схема УБП с развязывающим усилителем снижает дополнительно сетевые наводки в 15 раз, а импульсные - в 20 раз. Ее можно использовать в тех случаях, когда ЭСМ чрезвычайно мал и его частотная характеристика близка к основной частоте сетевых наводок, и невозможно, тем самым, применить режекторные фильтры на 50 Гц.

Разработанная нами схема развязывающего УБП является удовлетворительной по расходу питания и габаритам, по сравнению с выпускающимися в настоящее время, он более сложен, однако с учетом развития микроэлектроники можно считать, что такие усилители найдут применение.

Выбор параметров УБП, удовлетворяющих условиям помехоустойчивости, должен также не ухудшать стабильность сигнала. Для этой цели были проведены исследования по определению влияния на стабильность сигнала величины входного импенданса усилителя и частотной характеристики сигнала.

Сигнал отводился с мышц предплечья у 4-х испытуемых в тече-

ние месяца 2 раза в день. Проверялись УБП с равномерной частотной характеристикой и с фильтрами на 130, 200 и 300 Гц с входными сопротивлениями 20, 300 ком и 1 мОм.

Анализируя полученные результаты, можно сделать вывод, что стабильность сигнала при уменьшении входного сопротивления с 1 МОм до 300 кОм снижается несущественно. Тем не менее, в обоих случаях величина сигнала может существенно меняться: его максимальное значение в 2 раза превышает минимальное. Снижение входного сопротивления до 20 кОм резко ухудшает стабильность - в этом случае величина максимального сигнала может быть в 10 раз выше минимального.

Сравнение результатов испытаний при разных частотных характеристиках показывает, что стабильность сигнала при равномерней частотной характеристике тракта усиления близка к стабильности при ширине полосы в 100 Гц при средних частотах 130, 200 и 300 Гц, если входное 'сопротивление равно 1 МОм и 300 кОм; однако при входном сопротивлении 20 кОм стабильность падает, особенгно при средней частоте полосы фильтра 300 Гц. Отношение максимального значения к минимальному в этом случае возрастает в 1,5 раза.

Результаты измерений показали, что параметры УБП, удовлетворяющие лучшим условиям по помехоустойчивости, одновременно дают лучшие показатели и по стабильности сигнала.

В настоящее время применяются раздельный и разностный способы биоэлектрического управления при использовании в качестве управляющего сигнала биопотенциалов мыщц-антагонистов. При раздельном способе управления (РДСУ) абсолютную величину управляющего сигнала и направление движения исполнительного механизма определяет тот ЭСМ, который после детектирования первым достигает определенного порога управления. Возможен вариант РДСУ, при котором абсолютная величина управляющего сигнала определяется наибольшим из двух сигналов мышц-антагонистов. При разностном способе управления (РНСУ) управляющим сигналом является разность двух выпрямленных и сглаженных ЭСМ. Направление движения исполнительного механизма при этом определяется знаком разности.

Сторонники РНСУ отмечают физиологичность этого способа, то есть приближение его к естественному управлению мышцыми. однако то, что является целесообразным при управлении мышцами, может быть неэффективным при управлении протезом.

В данной работе впервые проводится сравнение помехоустойчивости обоих способов. В зависимости от характера помех, величины и взаимовлияния биоэлектрической активности мышц-антагонистов имеет место существенное различие в помехоустойчивости РДСУ и РНСУ, так как в отличие от сигнала величина помехи в обоих каналах приблизительно одинакова, и в РНСУ она частично компенсируется.

При испытании на помехоустойчивость в качестве источника помех использовался сетевой коллекторный электродвигатель мощностью 18 Вт. Электродвигатель создает поток импульсных помех. Уровень помех регулировался путем изменения напряжения на электродвигателе.

При использовании в схеме с РНСУ однополупериодного выпрямления сигнала наблюдалась разница в выходных сигналах обоих каналов вследствие отличия разнополяпрных фаз импульсной помехи. В связи с этим уровень помех менялся при перемене мест отводящих электродов одного из каналов. Уровень помех при этом в РДСУ превысил помеху РНСУ в 2,6-3,6 раза. После введения двухполупериод-ного выпрямления в 4-4,8 раза.

При действии синусоидальной сетевой наводки 50 Гц снижение действия помехи в системах с РНСУ не было столь четким и в еще большей степени, чем при импульсной помехе, зависело от положения электродов. Уровень помехи в этом случае в РНСУ снизился в 1,75-2 раза.

Проведены статистические исследования на 7 испытуемых. Измерялись уровни помех при повторных установках электродов.

В связи со значительным отличием переходных сопротивлений под отводящими электродами (в зависимости от степени их прилегания и состояния кожи) имеет место изменение сигнала помехи на выходе системы управления при повторных наложениях или смещении электродов. Предположение о нормальном законе распределения амплитуды помехи на каждом электроде дает достаточно близкое совпадение теоретических и экспериментальных характеристик помех.

На рис. 12 показан пример графиков, характеризующих уровни помех у отдельных испытуемых в процессе измерений для РДСУ и РНСУ. На рис. 12а тонкими линиями представлены приведенные ко входу напряжения импульсных помех при РДСУ. вычисленные по данным выходного сигнала усилителей 10 и 11; толстые линии обозна-

чают напряжения помех при РНСУ; б - значение импульсных помех при РНСУ в % к помехе, соответствующей РДСУ. Горизонтальная пунктирная линия изображает усредненные данные. На рис. 12в,г показаны аналогичные результаты для сетевой наводки частотой 50 Гц.

шв

т т № /я по ш

90

во

70 ¡XJ 50 4U 30 20 1Ü

lililí,,

100,% 'I

■JllJ

JtkJ ?tü 2ь0 ííJ z/o ;w 1ÓÜ 1oO ко !?Ü tüu tíú 1,1% 20

i ¡o 20н i iо гон

uiiíllmj

/ 5 10H

n ■hü 110 110 110 100 w

81! ;y

U1 >1

?ü /о

b,

Li

Зт.1

/

illí-

юн

Рис. 12. Пример соотношения уровней помех в двухканальной системе

управления.

На рис. 13 показаны законы распределения напряжения помехи Уп (а), при раздельном способе управления - 7п3 (б), при разностном - Уп4 (в), полученные аналитическим путем в предположении нормального распределения уровня помехи.

Наименьший эффект подавления помех в РНСУ по сравнению с РДСУ имеет место при Н = 0. Н - среднее значение огибающей до детектирования.

Ущер^^с-ите, (29)

Уп4 (30)

При Н > 26

(32)

0.8 ^у1

V-

0,в ■ 1

<0

т ол

113 4 5 У„/о-

а

12 3* 5 У^/Г <Г

1 г 7 « як,^«-в

Рис. 13. Теоретические законы распределения сигналов помех на

Кривые 1 соответствуют помехам, имеющим среднее значение на выходе каждого канала управления равное 0, кривые 2 - 0.56, кривые 3 - б. кривые 4 - 1.56, кривые 5 - 26.

На рис. 14 приводятся экспериментальные данные.

В БЭСУ протезами имеют место помехи, которые практически ограничивают возможную чувствительность УБП - это сигнал от непроизвольной активности управляющих мышц культи плеча или предплечья при сгибании ампутированной руки в здоровом суставе.

По данным исследований, проведенных в ЦНИИПП, непроизвольная электрическая активность мышц культи предплечья может составлять 5%, а культи плеча - 10% от максимального сигнала. По нашим наблюдениям, при резких движениях эти цифры могут быть выше, даже у лиц с нормальной регуляцией сокращения мышц. Подобные помехи не уменьшаются с помощью обычных методов подавления внешних помех: путем повышения эффективности подавления синфазного сигнала в УБ и использования частотных фильтров. Вместе с тем можно выдвинуть предположение, что при непроизвольном сокращении имеет место меньшая раздельность активизации мышц-антагонистов.

выходе детектирующих устройств.

- за -

IVIV)

Ти

Уср - 66, Ь

>(Ш)

(I.,

п

IV)

[к

У си = '1.15 м* В

У;)

.л.

[Пл.

НИ

а

Рис. 14. Статистические законы распределения помех на выходе детектирующих устройств: а - синусоидальные помехи частотой 50 Гц. б - импульсные помехи.

чем при сознательном их напряжении. Это дает основание использовать для уменьшения этих помех РНСУ, при котором сигнал на выходе системы равен разности огибающих сигналов обоих каналов. Нами проведены исследования, которые подкрепляют изложенную гипотезу.

Измерялась электрическая активность мышц сгибателя и разгибателя кисти при умеренно резком сгибании и разгибании в локтевом суставе. Измерения проводились у 5 здоровых испытуемых (кисть фиксировалась с помощью шины) и у 2 инвалидов с культями предплечья (ампутация на уровне средней трети), один из которых был в протезе с биоэлектрическим управлением. При этом не только регистрировались сигналы мышц-антагонистов, но и измерялось движение пальцев искусственной кисти в случае РНСУ и РДСУ.

В исследованиях использовалась методика, аналогичная той, которая применялась при исследовании подавления внешних помех в РНСУ. При этом применялись УБП с повышенной помехозащищенностью. Сигнал регистрировался на выходе УБП. Определялся сигнал, приведенный ко входу УБП, что характеризовало условную электрическую активность, так как сигнал искажался амплитудным и частотным ограничением в УБП.

Проведенные исследования показали, что РНСУ двухканальной СБЭУ, при которой исполнительный механизм управляется разностью выпрямленных и сглаженных сигналов двух мышц, дает возможность снизить влияние непроизвольно сокращаемой мышцы. В случае использования сигналов мышц-антагонистов предплечья действие подобной помехи по сравнению с раздельным управлением снижается в 2-4 раза. При управлении искусственной кистью инвалидом с протезом предплечья разностный способ позволил исключить непроизвольное движение пальцев кисти при сгибании в локтевом шарнире.

Эффективность подавления этого вида помех может быть повышена изменением коэффициента усиления усилителей биопотенциалов (Кх . Кг), при котором выравниваются сигналы помехи на выходе усилителей биопотенциалов обоих каналов при сгибании локтя в протезе предплечья или при движении в плечевом суставе в протезе плеча. При этом изменение общего коэффициента усиления канала сохраняется путем изменения усиления разнополярных фаз сигнала на выходе элемента, выделяющего разность.

Отношение сигнал-помеха при этом по двум каналам ^ ^ и И) 2) выразятся формулами:

(34)

где У1, Уг - напряжение огибающих полезных сигналов обоих кана-

Уп1, Упг - напряжение помехи огибающих сигналов обоих каналов при непроизвольном сокращении мышц: г - характеризует степень непроизвольного влияния мы-шыц антагонистов, наиболее характерные значения £ = 0.1-0,2 (Славуцкий Я.Л., 1982).

Исследования двух инвалидов с культей предплечья показали, что подавление помехи при сгибании в локте в этом случае может быть повышено в 6-8 раз и в 13-25 раз по сравнению с раздельным способом управления.

Выделение сигнала на фоке помех, в процессе которого повышается отношение среднего значения сигнала к среднему значению шума, повышает восприятие информации при наличии помех, но может ее снижать в условиях отсутствия помех. В связи с этим рекомендуемая помехоустойчивая БЗСУ проверялась на точность дозирования силы охвата и скорости перемещения пальцев искусственной кисти.

В системе управления охватом - раскрытием искусственной кисти использовались ЭСМ сгибателя и разгибателя. В ВЭСУ применены описанные УБП и детектор, выделяющий разность огибающих сигналов мышц-антагонистов. В детекторе сигнал ограничивался снизу уровнем, равным 1/4 максимального значения огибающей, и сверху на уровне 1/2 от максимального значения. Уровень ограничения сверху соответствует изложенным данным о стабильности сигнала.

процессе исследования испытуемому давалось указание о не-

лов управления;

обходимой скорости перемещения пальцев кисти и силы охвата при наличии зрительной обратной связи и вслепую на величину 1/2. 1/4, 1/8 и ,1/16 от максимального значения. Среднее отклонение скорости находилось в пределах 9-11%, только при скорости1/1б от максимальной - 24%. Точность дозирования усилия 5-20%, при 1/16 - 17-43%.

Проведенные исследования данной помехоустойчивой БЭСУ показывают, что, несмотря на относительно ограниченный динамический диапазон управления, система позволяет получить несколько (до 4 по скорости и до 5 по силе охвата) последовательно удваивающихся уровней произвольного воспроизведения заданной величины выходного параметра.

Исследование и разработка системы регистрации и биоэлектрического управления электростимуляцией

Биоэлектрическое управление электростимуляцией ставит задачу регистрации ЭСМ при электростимуляции. Эта проблема имеет самостоятельное значение. Она дает возможность оценить электрости-муляционное воздействие в тех случаях, когда ее невозможно или неудобно оценить путем измерения силы или скорости сокращения стимулируемой мышцы. Данная ситуация возникает при одновременном действии других сил. влияния естественного соркщаения, действия мышц-антагонистов, электростимуляции мышц культи, в процессе тренировки мышц без нагрузки и т. п.

Как показали наши исследования, представляется возможным оценить сокращение мышц, связанное с естественной, волевой регуляцией мышц во время электростимуляции, что вообще невозможно выявить другими методами. Регистрация биопотенциалов позволяет определить оптимальные режимы электростимуляции применительно как к определенной группе инвалидов, так и непосредственно к конкретному индивидууму, выявить эффективные параметры импульсов стимуляции, расположение и размеры стимулирующих электродов, восстановить электростимуляционное воздействие при их высыхании, дать необходимые указания по волевому напряжению мышц в процессе электр о стимуляции.

Трудности регистрации электрической активности мышц во время элерростимуляции связаны с сильным действием помех, возниаю-

щих вследствие непосредственного наведения стимуляционного напряжения на отводящие электроды.

Значительное, решающее снижение этой помехи может быть достигнуто рациональным расположением электродов, отводящих биоэлектрический сигнал, по отношению к стимулирующим электродам.

В наших исследованиях стимулирующие электроды, как обычно, располагались вдоль' стимулируемой мышцы. Разность потенциалов между электродами может в 106- 107 раз превосходить максимальное напряжение электрического сигнала мышцы. Стремление свести к минимуму сигнал, поступающий от стимулирующих электродов на вход УБП, приводит к необходимости располагать отводящие электроды на поверхности стимулируемой конечности вдоль эквипотенциальной линии. Линия, соединяющая отводящие электроды, будет при этом приблизительно перпендикулярна линии, соединяющей стимулирующие электроды. При подобном расположении электродов сигнал помехи на обоих электродах сравнивается, он подавляется в УБП, обеспечивающем подавление синфазного сигнала. Анализ схемы отведения ЗСМ показывает, что в этом случае ЗСМ может быть как больше, так и меньше, чем при продольном расположении электродов относительно МВ. В наших исследованиях различие не превышало 50%.

Из-за нежесткого положения электродов эта мера не решает полностью проблему подавления наводок от стимулирующих импульсов, в связи с чем в тракте усиления ЗСМ введены дополнительные блоки.

В случае, когда в качестве стимулирующего напряжения используются короткие импульсы, эффективным является предложение выключать канал УБП в момент действия стимулирующего импульса. Однако полностью не исключаются помехи, создаваемые импульсами стимуляции вследствие их последействия.

Существенный эффект дает использование описанных выше специальной схемы подавления импульсной помехи и частотного избирательного фильтра.

Особенности вызванного ЗСМ (ВЗСМ) в отличие от естественного ЗСМ (БЭСМ), как отмечалось, определяются синхронной активацией МВ под действием импульса стимуляции. Это'следует не только из теоретических предпосылок, но и из сопоставления осциллогра-фической записи сигнала с механическим эффектом от электростимуляции. , а также стимуляцией участков, лишенных мышечной ткани.

когда регистрируется, в основном, помеха от стимулирующих импульсов.

На рис. 15 показана ориентировочная зависимость напряжения сигнала ис и помехи ип от амплитуды стимулирующего импульса V. ис(V) представлено, исходя из упрощенного допущения, что биоэлектрический сигнал пропорционален развиваемому мышцей усилию, зависимость же усилия от стимуляции исследована (Совельев Л.А., 1975). Характер зависимости [7(V) и связанного с ис и V развиваемого мышцей усилия подтверждены в наших исследованиях на мышце О&дра.

Приводимый график показывает, что с увеличением напряжения стимуляции значимость помехи резко падает.

Пороговое значение при постепенном ' нарастании напряжения стимуляции характеризуется не только ощущением испытуемого, но и практически мгновенным образованием на осциллограмме всплесков, регистрируемых с выхода УБП и отражающих биоэлектрическую активность мышцы.

При образовании помехи трансформация прямоугольного импульса стимуляции на электромиограмме объясняется проводящей структурой, соединительной и мышечной тканей. Учитывая результаты исследований проводимости этих тканей при подаче напряжения с помощью поверхностных электродов, эквивалентную электрическую схему тканей между электродами можно представить в виде цепочек емкостных переходов, шунтированных сопротивлениями. Это показывает, что поверхностные ткани, в основном определяющие общую проводимость, представляют собой структуру с переменным соотно-

и

Рис. 15. Зависимость электрического сигнала мышцы и помехи от напряжения импульсов стимуляции.

. I

шением диэлектрической проницаемости и удельного сопротивления. Спад напряжения на стимулирующих электродах при подаче прямоугольного импульса с отключением цепи электростимуляции в интервале между импульсами (что имело место в наших исследованиях) хорошо аппроксимируется суммой 3 экспонент, соответствующих цепочке из 3 последовательно соединенных конденсаторов.

Приведенная эквивалентная схема кожного перехода объясняет трансформацию стимулирующих импульсов V при регистрации Ий. В процессе преобразования сигнала имеет место его частичное дифференцирование.

На рис. 16 показан процесс образования сигнала и на входе УБП в процессе стимуляции как суммирования импульса помехи от стимулирования и„ и импульса биоэлектрического сигнала ис. В данном случае исключалась естественная иннервация мышечных волокон. Для большей наглядности анализа использовалась осциллограмма при отведении сигнала с участка со слабой биоэлектрической активностью, в которой мощность помехи соизмерима с мощностью биоэлектрического сигнала.

Приведенный анализ показывает, что импульсы помехи и ВЗСМ представляют собой синхронные импульсные периодические сигналы, которые могут быть отфильтрованы описанным выше фильтром периодических сигналов (рис. 1С), который выделяет БЭСМ, имеющий асинхронный характер.

Для того, чтобы выдержать равенство частоты стимуляции импульсов и частоты периодического сигнала, подавляемого фильтром, генератор тактовых импульсов в фильтре одновременно определяет и частоту задающего генератор импульсов электростимуляции.

При отведении эсм в процессе электростимуляции приведенная схема фильтра периодических сигналов вместе с наведенными импульсами стимуляции подавляет импульсы БЭСМ и выделяет, тем самым, ЕЭСМ. Вследствие флуктуации текущего частотного спектра ЭСМ данная фильтрация снижает мощность регистрируемого сигнала: Подобная потеря не превышает 20-30%, при этом сохраняется пропорциональность выходного сигнала по отношению к сигналу на входе фильтра.

График на рис. 16, как и практические измерения ЗМГ в процессе электростимуляцуии, показывают, что помеха от импульсов стимуляции может быть существенно снижена с помощью схемы, по-

Рис. 16. Процессы образование сигнала как суммирование биоэлектрического сигнала и помехи.

давляющей импульсные помехи, и частотной фильтрацией. Сигнал на входе фильтра периодических сигналов можно рассматривать как сумму БЭСМ и ЕЭСМ. Практически этот суммарный сигнал определяется, в основном, БЭСМ, существенно превосходящим ЕЭСМ вследствие синхронной активности ДЕ.

На рис. 17 показана структурная схема электростимулятора с регистрацией ЭСМ, позволяющая осуществить управление электростимуляцией ЕЭСМ.

Рис. 17. Структурная схема электростимулятора с регистрацией ЭСМ и биоэлектрическим управлением электростимуляции

Схема содержит задающий генератор импульсов 1, включающий генератор тактовых импульсов и делитель, преобразователь импульсов 2, модулятор импульсов 3, развязывающий усилитель мощности 4, стимулирующие электроды 5, отводящие электроды 6, развязывающий усилитель регистрации тока и напряжения импульсов стимуляции 7. предусилитель ЭСМ 8, совмещенный с отводящими электродами, прерыватель канала регистрации ЭСМ 9, схему подавления импульсных помех 10, идентичную схеме на рис. И. избирательный частотный фильт 11, фильтр периодических сигналов 12 (рис. 10), детектор управляющего сигнала, включающий выпрямитель, амплитудный ограничитель и сглаживающий фильтр. Ключ Б1 переключает электростимулятор с режима биоэлектрического управления на режим ре-

Г

в г^ШИ^К'

Б

А ^¿МфМ .

Г-Г-Г

ь ч^Цл^

' ' ' ' " " " * «

А у-ДД^ •ч^ри

Рис. 18. Осциллограммы электрического сигнала мышцы в процессе

электростимуляции. А, Б, В, Г - соответствуют выходам сигналов на рис. 17.

гистрации. А - выход ЭСМ без фильтрации, Е - выход ЗСМ после фильтрации помех, В - выход ЕЭСМ, Г - выход напряжения стимулирующих импульсов, Д - выход тока стимулирующих импульсов.

Синхронность работы фильтра периодических сигналов и стимулятора импульсов обеспечивается наличием общего задающего генератора импульсов.

На рис. 18а приведен пример электромиограммы разгибателя мышц предплечья, б - осциллограмма при стимуляции двухполярными импульсами амплитудой, близкой к пороговой величине, в - осциллограмма при стимуляции средней силы, г - при сильном стимуляци-онном напряжении, близком к болевому порогу; в (1), г (1) соответствуют волевому расслаблению мышцы; в (2), г (2) - стимуляции с одновременным волевым напряжением, близким к максимальному.

В режиме БЭСУ электростимуляцией подавление БЭСМ обеспечивает отсутствие самовозбуждения. Пропорциональность управления осуществляется подачей выходного сигнала детектора 126 на модулятор 17 (рис. 17). В процессе управления возможно регулирование амплитудой или длительностью импульсов. В наших исследованиях использован второй вариант, так как при этом более плавно изменяется стимуляционное воздействие.

Испытания электростимулятора с регистрацией электрической активности стимулируемых мышц показали широкий спектр разнообразной информации, которую может дать данный прибор.

На рис. 19 показано измерение БЭСМ от амплитуды стимуляци-онных импульсов при отсутствии ЕЭСМ - 1, при максимальном ЕЗСМ -4. 2 - максимальное ЕЭСМ, 4 суммарное значение ЭСМ. Эти результаты отражают более эффективное действие электростимуляции при одновременном волевом напряжении мышцы.

и

/5

М 5

Рис. 19. Изменение вызванной и естественной электромиограммы в зависимости от интенсивности электростимуля-ционного воздействия.

Оценка электростимуляционного воздействия по БЭСМ, ориентированная на отсутствие болевого ощущения, подтвердила значение эффективных параметров стимулирующих импульсов - их длительность и частоту, полученных измерением усилия. Тем самым, подтвердилась правомерность оценки по БЭСМ.

Стимуляция при стабилизации напряжения или тока прямоугольных импульсов выявили значительное преимущество стабилизации тока, уровень бызванной электрической активности в этом случае вдвое превышал значение электрического сигнала при стабилизации напряжения. Это объясняется образованием выбросов тока при стабильном напряжении прямоугольных импульсов из-за емкостного характера переходного сопротивления кожи. Узкие выбросы определяют болевой порог, не вызывая существенного сокращения мышцы.

При стабилизации напряжения электростимуляционное воздействие менее устойчиво по сравнению со стабилизацией тока. В первом случае вызванная электрическая активность через час снизилась вдвое, что может быть объяснено высыханием электродов, во втором - электростимуляционное воздействие не изменилось в течение 4-х часов.

На рис. 20 показано изменение ЭСМ в динамике.

На рис. 21 показаны осциллограммы при работе электростимулятора в режиме биоэлектрического управления мышцами предплечья.

Испытание системы биоэлектрического управления при стимуляции мышц предплечья показало, что оно легко осваивается как здоровыми испытуемыми, так и в случае нарушения нормальных функций нервно-мышечного аппарата со значительно различающимися уровнями естественной электрической активности мышцы. Испытывались больные с травматическими парезами и последствием полиомиелита. При этом заметно повышалась сила и диапазон хватательных движений кисти, то есть можно отметить наличие эффекта тренировки.

- -

г

в

т&ч* »у 41 I

-у V V'V ^ V V' V V V V V V _

' I 1 I 1 ' I ' I , 1

! М • I | ( ! 1 I

Рис. 20. Электромиограмма мышцы бедра во время ходьбы: а - без электростимуляции, б - с включением электростимуляции. ч А, Б, В, Г, Д - соответствуют выходам сигналов на рис. 17.

г

Б А

Рис. 21. Электромиограмма мышцы предплечья в процессе биоэлектрического управления электростимуляцией.

ОСНОВНЫЕ ВЫВОДЫ И РЕЗУЛЬТАТЫ

1. Исследуется модель сигнала мышцы (ЭСМ) в виде суммы импульсных случайных потоков, соответствующих сигналам двигательных единиц, соответствующих сигналам двигательных единиц (СДЕ). В связи с этим анализируется сигнал, который, в отличие от образования гауссовского процесса, образован суммированием ограниченного числа импульсных потоков. Показано, что закон распределения напряжения подобного сигнала выражается суммой гауссовских функций. Анализ модели ЭСМ. включающего типовые испульсы СДЕ, показал, что данный закон распределения напряжения распространяется на приближенное выражение ЭСМ. Этот вывод подтвердился при определении закона распределения реализаций натурального ЭСМ.

2. Параметры ЭСМ: среднее напряжение, частота выбросов, частота экстремальных значений - приближенно определяются суммарной частотой импульсов СДЕ - произведением числа регистрируемых двигательных единиц (ДЕ) на среднюю частоту следования импульсов СДЕ. Среднее напряжение при линейном детектировании, частота выбросов, частота экстремумов имеют определенную нелинейную зависимость от суммарной частоты импульсов СДЕ. Для частоты выбросов характерна значительная нелинейность при малых или больших значениях суммарной частоты импульсов СДЕ. Спектральные

частотные характеристики ЗСМ определяются формами импульсов СДЕ. В отдельных случаях в частотном спектрс возможен второй максимум. соответствующий частотной характеристике импульсу сигнала мышечных волок (СМВ).

Синхронизация ДЕ повышает среднее выпрямленное напряжение, снижает частоту пиков. Спектральные характеристики смещаются в сторону низких частот. Повышаются отличительные особенности сигнала по сравнению с шумовым сигналом, имеющим аналогичный спектр мощности.

3. Импульс СДЕ'Определяется усредненной формой импульсов образующего его СМВ и законом распределения момента их воздействия, приблизительно соответствует сумме разноп'олярных .гауссовых импульсов, приближаясь при достаточном разбросе импульсов СМВ ко второй или третьей производной от гауссовой функции. Эти выражения для СДЕ определяют'амплитудный частотный спектр СДЕ и, соответственно, ЭСМ. Корреляционная функция ЭСМ приближается по форме ко второй и четвертой производной гауссовой кривой. Эти выводы соответствуют данным экспериментальных исследований натурального ЭСМ.

4. Связь электрической и двигательной активности мышцы выявляется путем построения модели мышцы, в которой отражается механическая реакция мышцы, по аналогии с моделью ЭСМ, на суммарную частоту импульсов активизированных СДЕ - произведению числа активизированных ДЕ на среднюю частоту импульсов СДЕ. Допускается, что каждому импульсу СДЕ соответствует образование определенной потенциальной энергии комплекса мышечных волокон (МВ) ДЕ. Распространяя характеристическое уравнение Хилла на комплекс МВ ДЕ, считаем, что эта энергия переходит в потенциальную энергию последовательных упругих элементов модели, в механическую и тепловую энергию. Показано, что в случае изометрического сокращения мышцы имеет место приблизительная линейная зависимость между развиваемой моделью усилием и средневыпрямленным значением ЭСМ, что соответствует большому числу известных экспериментальных исследований.

5. На основании модельного представления ЭСМ установлены пути выделения сигнала при различных видах помех:

- на фоне флуктуационной помехи с" нормальным законом распределения эффективным является ограничение по напряжению сигнала

снизу или регистрация по максимальным пикам;

- целесообразным является сужение полосы частотного спектра до 50-70 Гц; при этом не снижается информативность сигнала;

- ограничение сигнала по амплитуде снизу, как и сверху, в случае импульсной помехи, несколько снижает информативность сигнала и необходим комплексный подход;

- при одновременном действии гладкой флуктуационной и импульсной помехи целесообразным является использование двух способов детектирования сигнала, чувствительных к разного вида помехам. но приблизительно одинаково изменяющихся с увеличением суммарной частоты СДЕ, при этом регистрируется наименьший из двух выходных сигналов;

- возможность выделения ЭСМ связана со степенью и характером синхронизации ДЕ; предполагается, что этим объясняется эффективность тренировки с обратной связью в системах биоэлектрического управления.

6. Разработана методика и проведено исследование помех в системах биоэлектрического управления протезами при биполярном отведении сигнала. Анализ наведения внешних электрических помех и их измерение показали, что основное значение имеет синфазная помеха. Измерение и запись помехи между индифферентным электродом и внутренними тканями оператора позволяет оценить и воспроизвести синфазную помеху вне зависимости от типа используемого усилителя биопотенциалов. Измерения помех показали высокий уровень 50 Гц наводок от электрической сети, в бытовых условиях до 20 мВ и до 200 мВ - на производстве (синфазный сигнал); максимальный уровень импульсных и шумовых помех от токосъемных устройств и каллекторных электродвигателей в частотном диапазоне электрического сигнала мышц в бытовых условиях, на транспорте и производстве имеет тот же порядок.

7. Проведено сравнительное исследование двух способов двух-канального управления от мышц-антагонистов: раздельного, когда управляет наибольший сигнал, и разностного, при котором управляющим сигналом является разность огибающих выпрямленных сигналов обоих каналов:

- разница в уровнях помех по обоим каналам связана с отклонениями переходного сопротивления кожи под электродами, что позволило __ теоретически определить и в дальнейшем экспериментально

подтвердить закон распределения и отклонения помех при двух способах обработки сигнала;

- при разностном способе детектирования сигнала сетевые 50 Гц наводки снижаются в 1.5-1,75 раза, импульсные - в 3-4 раза;

- разностный способ управления позволил снизить особого типа помехи, возникающие от непроизвольного напряжения управляющих мышц при резких движениях, помехи при этом снижаются в 2-4 раза, а при корректировке коэффициента усиления усилителей биопотенциалов с соответствующей компенсацией общего коэффициента усиления каналов за счет изменения усиления сигнала после детектирования - в 6-8 раз.

8. Разработан метод регистрации вызванного электрического сигнала мышыц при электростимуляции:

- установлен характер вызванного ЭСМ, представляющего собой периодический сигнал с частотой импульсов стимуляции, импульсы которого отличаются формой и числом разнополярных фаз и зависят от мышцы и расположения электродов, а характер формы импульсов идентичен форме СДЕ;

- исследована импульсная помеха, образованная непосредственным наведением импульсов стимуляции на отводящие электроды. Подавление помех достигается расположением отводящих электродов, при котором подавляются помехи от импульсов стимуляции, периодическим запиранием сигнала в усилительном тракте, использованием схемы подавления импульсных помех и частотных фильтров;

- регистрация вызванного ЭСМ позволила определить и скорректировать форму и частоту стимулирующих импульсов для типичной группы, выбрать тип и расположение стимулирующих электродов;

9. Впервые разработан метод выделения сигнала, вызванного естественной регуляцией стимулируемой мышцы:

- периодичность вызванного ЭСМ дает возможность с помощью фильтра, подавляющего периодические сигналы с частотой импульсов стимуляции, выделить сигнал, вызванный естественной регуляцией мышцы;

- выделенный сигнал, вызванный естественной регуляцией мышц, использован как управляющий сигнал при управлении интенсивностью электростимуляции - осуществлено биоэлектрическое управление электростимуляцией мышц.

10. На основе проведенных исследований разработан ряд уст-

ройств, успешно примененных в практическом протезировании и при электростимуляции мышц:

- на основе модельного представления ЭСМ разработан синтезатор сигнала, позволяющий оценивать эффективность систем биоэлектрического управления без привлечения большого числа испытуемых;

- разработаны • помехоустойчивые усилители биопотенциалов (УБП), обеспечивающие высокий входной импеданс по отношению к синфазнЬму сигналу и высокое его подавление. УБП включает полосовой избирательный частотный фильтр и схему подавления импульсных помех. Сравнительные испытания с типовыми УБП показали снижение импульсных помех и сетевых наводок в 10-20 раз;

- разработаны перспективные УБП с развязкой по цепи, передающей сигнал; испытания показали дополнительно снижение помех в 10-15 раз;

- проведено сравнительное исследование стабильности электрического сигнала мышц в зависимости от параметров УБП - входного импеданса и частотной характеристики. Испытания показали, что параметры, обеспечивающие высокую помехоустойчивость, соответствуют и повышению стабильности сигнала. Повышение входного импеданса с 20 до 600 ком и смещение максимума частотной характеристики с 300 до 130 и 200 Гц снизило колебание ЭСМ (в разные дни) в 5 раз. С данными УБ удалось осуществить протезирование инвалидов с недопустимым для серийных протезов уровнем ЭСМ;

- разработан и изготовлен макетный образец электростимулятора, обеспечивающего регистрацию ЭСМ и регистрацию составляющих сигнала, связанным с естественным волевым сокращением мышцы и позволяющим осуществить биоэлектрическое управление электростимуляцией мышцы. Биоэлектрическое управление легко осваивалось как здоровыми испытуемыми, так и больными с нарушением нервно-мышечного аппарата со значительным различием в электрической активности мышц; отмечается эффективность тренировки с электрическим управлениемэлектростимуляцией.

ПО ТЕМЕ ДИССЕРТАЦИИ ОПУБЛИКОВАНЫ СЛЕДУЮЩИЕ РАБОТЫ

1. Попов Б.П., Славуцкий Я.Л., Иоффе Д.М., Якобсон Я.С., Полян Е. П., Сысин А.Я., Воскобойников Л.М., Бернштейн В.М. Управление протезами рук с помощью биотоков мышц. - В кн. "Биологическая и медицинская электронока". ГОСИНТ. М., 1963, С.42-50.

2. Попов Б.П., Кобринский А.Е., Якобсон Я.С., Полян Е.П., Славуцкий Я.Л., Сысин А.Я., Иоффе Д.М., Воскобойников Л.М., Бернштейн В.М. Опыт внедрения протезов рук с биоэлектрическим управлением и пути их развития. - III Всесоюзная конференция по медицинской радиоэлектронике. Тезисы докладов. М.. 1964, с.61-62.

3. Якобсон Я.С., Бернштейн В.М., Полян Е.П. Анализ систем управления многофункциональными биоэлектрическими протезами. - III Всесоюзная конференция по медицинской радиоэлектронике. Тезисы докладов. М., 1964, с.62-63.

4. Якобсон Я.С., Полян Е.П., Бернштейн В.М. Протезы рук с биоэлектрическим управлением. В кн.. Достижения современной техники в медицине. - "Медицина". М., 1965, с. 144-178.

5. Якобсон Я.С., Бернштейн В.М., Полян Е.П. Способы управления многофункциональными биоэлектрическими протезами. - Механика машин, вып.1-2, 1966, с.61-65.

6. Бернштейн В.М. Моделирование электрического сигнала мышц. - "Протезирование и протезостроение", сб.трудов, вып. 13, 1966, с. 24-29.

7. Бернштейн В.М. Параметры электрического сигнала модели мышцы. - В кн. "Бионика, моделирование биосистем", Киев, 1967, с.124-127.

8. Бернштейн В.-М. Статистические параметры электрического сигнала модели мышцы. - Биофизика, т.12, вып.4, 1967, с.693-703.

9. Бернштейн В.М. Моделирование электрического сигнала группы мышечных волокон. - Биофизика, т. 12, вып. 6, 1967, с.1059- 1063.

10. Бернштейн В.М. Параметры электрического сигнала мышцы. -В кн. "Моделирование в биологии и медицине", вып.3, "На-укова думка", Киев, 1968, с.113-124.

И. Бернштейн В.М. Определение оптимальных фильтров приемных устройств в системах биоэлектрического управления. -"Протезирование и протезостроение", сб. трудов, вып.19, М., 1968, с. 35-40.

12. Бернштейн В.М. Помехоустойчивость систем биоэлектрического управления. - Научно-практическая конференция по протезированию и протезостроению. М., 1968, с.79-82.

13. Бернштейн В.М. Помехоустойчивость систем биоэлектрического управления. - "Протезирование и протезостроение", сб. трудов, вып. 22, М.. 1969, с. 56-64.

14. Бернштейн В.М. Моделирование электромиограммы, как метод исследования некоторых особенностей регуляции мышечного сокращения. - Тезисы докладов симпозиума "Переработка зрительной информации и регуляция двигательной деятельности", София, 1968.

15. Бернштейн В.М. Оценка информации и выделение сигнала в системах биоэлектрического управления. - I Республиканская школа по нейробионике. Тезисы докладов. Киев, 1971, с.73.

16. Бернштейн В.М. Оценка информации и выделение сигнала в системах биоэлектрического управления. - В кн. "Кибернетика в медикобиологических исследованиях", М., "Наука",

1971, С.214-221.

17. Бернштейн В.М. Моделирование совместного действия мышечных волокон в скелетных мышцах. - Тезисы докладов V Украинской республиканской конференции по бионике, Киев,

1972, с.25-26.

18. Бернштейн В.М. Моделирование реакции мышцы на стимулирующее воздействие. II Международный симпозиум по регуляции движения. Тезисы докладов. София.

19. Бернштейн В.М., Ежов М.Д. Экспериментальное исследование помехоустойчивости систем биоэлектрического управления.

- "Протезирование и протезостроение", сб.трудов. вып.XXXIV, М.. 1975, с.93-106.

20. Бернштейн В.М.. Броншпиц Г.М. Прибор для измерения уровня внешних помех в системах биоэлектрического управления. - "Протезирование и протезостроение", сб.трудов, ВКЛ.XXXIV, М., 1975, с.172-175.

21. Бернштейн В.М.. Полян Е.П., Соловьев Л.С. Методика исследования помехоустойчивости усилителей биопотенциалов протезов рук с биоэлектрическим управлением. - "Протезирование и протезостроение", сб.трудов вып.40, 1977,

с. 97-109.

22. Бернштейн В.М., Полян Е.П., Соловьев Л.С. Сравнительный анализ помехоустойчивости систем биоэлектрического управления с различными способами детектирования сигнала. - "Протезирование и протезостроение", сб.трудов вып.41, 1977, с.88-97.

23. Бернштейн В.М. Выделение сигнала при наличии помех в системах биоэлектрического управления. - Всесоюзная научно-техническая конференция "Современные проблемы радиотехники в народном хозяйстве". Тезисы докладов радиотехнической секции. М., 1977, с. 33-34.

24. Бернштейн В.М. Использование развязывающих усилителей для повышения помехоустойчивости систем биоэлектрического управления. - "Протезирование и протезостроение",

сб.трудов. бып.55, 1980, с.118-126.

25. Бернштейн В.М. Помехоустойчивость систем биоэлектрического управления. - Республиканская научно-практическая конференция "Актуальные вопросы повышения эффективности реабилитации инвалидов с патологией опорно-двигательного аппарата". Тезисы докладов, Харьков, 1981, с. 148-149.

26. Бернштейн В.М. Помехоустойчивый усилитель биопотенциалов. - "Протезирование и протезостроение", сб. трудов, вып. 60. 1980, с. 93-110.

27. Бернштейн В.М.. Скрынник Е. Н., Короткова Л.А. Исследование стабильности электрического сигнала мышцы при различных параметрах усилителя биопотенциалов. - "Протезирование и протезостроение", сб.трудов, вып.64, 1988,

с. 23-27.

28. Бернштейн В.М., Короткова Л.А. Помехоустойчивость двух-канальной системы биоэлектрического управления протезами. - "Протезирование и протезостроение". сб. трудов, вып.71, 1985, с.145-161.

29. Бернштейн В. М., Короткова Л.А., Подавление помех от непроизвольной активности мышц в двухканальной системе биоэлектрического управления протезами. "Протезирование и протезостроение", сб.трудов, вып. 73, 1985, с.54-62.

30. Бернштейн В. М.. Славуцкий Я. Л. Помехоустойчивая система биоэлектрического управления искусственной кистью.

- "Протезирование и протезостроение", сб.трудов, вып. 75, 1986. с.75-84.

31. Бернштейн В.М. Экономичный развязывающий усилитель биопотенциалов. - "Протезирование и протезостроение",

сб. трудов, вып. 76, 1986, с.109-122.

32. Бернштейн В.М. Имитатор биоэлектрического сигнала мышцы.

- "Протезирование и протезостроение", сб.трудов, вып. 79, 1988, с.88-90.

33. Бернштейн В.М., Славуцкий Я.Л. Биоэлектрическое управление электростимуляцией мышц. - Всесоюзная научная сессия, посвященная Дню радио. Тезисы докладов, ч.2, М., "Радио и связь", 1989, с.85-86.

34. Бернштейн В.М., Славуцкий Я.Л. Методика регистрации электрической активности во время электростимуляции.

- "Протезирование и протезостроение". сб. трудов, вып. 88. 1990, с.128-141.

35. Бернштейн В.М. Электростимулятор с регистрацией биопотенциалов стимулируемых мышц. - "Протезирование и протезостроение", сб. трудов, ВЫП. 89, 1990, с. 88-100.

36. Бернштейн В.М. Выделение сигнала и подпороговые явления в системах биоэлектрического управления электростимуляцией мышц. Моск. НТО радиотехники и связи им. А.С.Попова, научная конференция "Сверхслабые взаимодействия в технике и природе". Тезисы докладов. М., 1993, с. 37-39.

37. Bernstein V.M., Farber B. S. Involvement of Noise Immunity Systems of Myoelectric Control of Prostheses. Proceedings of Myo-Electrlc Control Symposium' 93. Institute of Biomedical Engineering, UNB, Frederiction, New Brunswick, August 16-20, 1993, p.42-43.

38. Bernstein V. M., Slavutsky J.L., Farber B.S. Myoelectric Control of the Muscle Electrostimulation. Proceedings of Myo-Electric Control Symposium' 93. Institute of Biomedical Engineering, UNB, Frederiction, New Brunswick, August 16-20, 1993, p. 79-80.'

39. Бернштейн В.M., Славуцкий Я.Л., Фарбер Б. С. Миоэлектри-ческое управление электростимуляции мышц. - Материалы научно-прктической конференции ЦВНИАГ, М., 1993, с.42.

40. Бернштейн В. М., Славуцкий Я.Л., Девяткина Л.В., Самойлова Н.В. Биоэлектрическое управление электростимуляцией мышц и перспективы их использования для тренировки пораженных мышц. - Тезисы докладов, Юбилейная научно-практическая конференция, ЦНИИПП-50, СПбНИИП-75, М., 1994. С.37.

41. Бернштейн В.М. Моделирование мышцы, отражающее связь ее электрической и механической активности. - Материалы

II Всесоюзной конференции по биомеханике. Н.Новгород, 1994 (в печати).

42. Полян Е.П., Якобсон Я.С., Бернштейн В.М. Способ отведения биотоков. - А. С. N. 151432, БМ, N.21, 1962.

43. Якобсон Я.С., Бернштейн В.М., Полян Е. П. Способ биоэлектрического управления. - А.С. N. 158381, БИ, N.21. 1963.

44. Якобсон Я.С., Делов В.И.. Волков Н.В.. Черкасова Т.Hi, Полян Е.П.,-Бернштейн В.М. Способ лечебной тренировки. - А. С. N. 161456, БИ, N. 7, 1964.

45. Бернштейн В.М., Воскобойникова Л.М., Иоффе Д.М., Коб-ринскийА.Е., ПолянЕ.П., Попов Б.П.. Славуцкий Я.Л., Сысин А.Я., Якобсон Я.С. Протез предплечья, управляемый биотоками МЫШЦ. - А.С. N. 163718. БИ. N.13, 1964.

46. Бернштейн В.М., Полян Е.П.. Якобсон Я.С. Способ биоэлектрического управления протезно-ортопедическими устройствами. - А. С. N. 163719, БИ, N.13, 1964.

47. Полян Е.П., Якобсон Я.С., Бернштейн В.М. Прибор для контроля качества биоэлектрической системы управления.

- A.C. N. 179417, БИ, N. 5, 1966.

48. Полян Е.П., Славуцкий Я.Л., Бернштейн В.М.. Якобсон Я.С. Способ биоэлектрического управления механизмами и устройствами. - A.C. N. 182863, БИ. N.12. 1966.

49. Иоффе Д.М., Бернштейн В.М., Болховитин С. В., Воскобойни-коваЛ.М., Ежов М. Д., ПолянЕ. П., Семенова Н. Г.. Семенова А.М., Широкова Е.А. Активный протез плеча. - A.C. В-1238, 1966.

50. Иоффе Д. М., Бернштейн В.М., Болховитин С.В., Воскобойни-кова Л.М., Ежов М.Д., Полян Е.П., Семенова Н.Г., Семенова А.М., Широкова Е.А. Протез плеча с биоэлектрическим управлением. - A.C. В-1238, 1966.

51. Делов В.И., Якобсон Я.С., Бернштейн В.М.. Шенк H.A., Полян Е.П. Ортопедический аппарат. - A.C. N. 191054, БИ,

N. 3, 1967.

52. Полян Е.П., Якобсон Я.С., Бернштейн В.М. Прибор для определения биоэлектрической активности мышц. - A.C. В-940, БИ, N.28. 1968.

53. Бернштейн В.М.. Полян Е.П., Соловьев Л.С. Способ выделения сигнала управления биоэлектрическим протезом. - A.C. N. 587925, БИ, N.2, 1978.

54. Бернштейн В.М., Полян Е.П., Плиско Г.Р. Детектор биоэлектрического управления протезами. - A.C. N.649425. БИ, N. 8, 1979.

55. Бернштейн В.М., Полян Е.П.. Плиско Г.Р. Усилитель биоэлектрических потенциалов. - A.C. N. 959752, БИ, N.35, 1982.

56. Бернштейн В.М. Узел управления биоэлектрических протезов.

- A.C. N. 1245308, БИ. N.27, 1986.

57. Бернштейн В.М., Полян Е.П.. Плиско Г.Р. Детектор сигнала в системах биоэлектрического управления протезами. -A.C. N. 1247008, БИ, N.28, 1986.

58. Бернштейн В.М. Электростимулятор мышц. - A.C. N. 1391659, БИ, N.16, 1988.