SU976952A2 - Многоканальное устройство адаптивного биоэлектрического управлени движени ми человека - Google Patents

Description

Изобретение относитс  к медицинской технике, а именно, к устройствам биоэлектрического управлени  движени ми человека, и предназначено дл  использовани  в нормальных и специфических услови х, где необходимо управление движени ми, их коррекци  или обучение определенным двигательным навыкам, например при тренаже, профессиональном обучении , спорте и т.д., а также дл  использовани  в клинических услови х дл  анализа, диагностики и лечени  р да двигательных расстройств (параличей и парезов) при некоторых заболевани х центрального и периферического отделов нервной системы.

По основному авт . св. N 929054 известно многоканальное устройство адаптивного биоэлектрического управлени  движени ми, человека,каж.дый канал которого содержит цепь стимул ции, состо щую из отвод щих (от донора) электродов, подключенных через усилитель биопотенциалов к интегратору , модул тора, один из входов которого подключен к генератору стимулирующего сигнала, выход - ко входу усилител  мощности и стимулирующих (реципиента) электродов, цепь

обратьюП св зи, состо щую из последовательно соединенных усилител  биопотенциалов и интегратора, блока разделени , оцин из входов которого подключен к выходу усилител  мощности, выход - к стимулирующим электродам, вТорюй вход - к стимулирующим электрО рам, второй выход ко входу цепи обратной св зи, блок

10 сравнени , один из входов которого через первый триггер Имидта подключен к выходу интегратора цепи обратной св зи, второй вход через второй триггер и1мидта - к выходу

15 интегратора цепи стимул ции, выход к одному из входов блока формировани  подпорогового уровн , ко второму входу которого подключен выход второго триггера Шмидта, выход бло20 ка формировани  подпорогового уровн  подключен ко второму выходу модул тора fl.

Однако при работе с устройством

25 происходит искажение программа движений при управлении, вызванных изменением функционального состо ни  стимулируемых нервно-мышечных групп реципиента, и утомл емость

30 мышц реципиента.

Известно также многоканальное устройство адаптивного биоэлектрического управлени  движени ми человека , в каждый канал которого с целью уменьшени  искажений программы движений при управлении введен регулируемый делитель, один из входов которого подключен к выходу интегратора цепи стимул ции, второй вход - к выходу блока формировани  подпорогового уровн , а выход к входу модул тора.

Однако формирование управл ющего сигнала в известном устройстве происходит без учета утомл емости мышц при стимул ции. В то же врем  известно, что при длительной электрической стимул ции мышц наступает их утомление. В зависимости от того, с какой целью примен етс  электрическа  стимул ци  мышц, в каждо конкретном случае при наступлении утомлени  нужно либо вообще прекратить стимул цию, либо продолжать стимулировать мышцы в щад щем режиме ,т.е. понизить амплитуду стимулирующего сигнала, что не выпол .н етс  при управлении движени ми с помощью известного устройства. Поскольку при длительной стимул ции порог возбуждени  мышц реципиента растетJ амплитуда стимулирующего сигнала также возрастает. В результате rvщшцы реципиента стимулируютс  все возрастающим по a /lплитyдe сигналом , что приводит к еще большему их утомлению.

Цель изобретени  - уменьшение утомл емости мышц реципиента при стимул ции. I

Поставленна  цель достигаетс  :Тем, что в каждый канал устройства введены дополнительна  обратна  св зь, состо ща  из частотомера, подключенного к выходу усилител  бипотенциалов мышц реципиента,первого дифференцирующего усилител , вход которого подключен к выходу часто-, томера, второго дифференцирующего усилител , вход которого подключен к выходу интегратора биопотенциалов мышц реципиента, блока умножени , первый и второй входы которого подключены к выходам соответствующих дифференцирующих усилителей, и электронного ключа, один вход которого подключен к выходу блока умножени , а другой - к выходу частотомера , и дополнительный регулируемый делитель, один вход которого подключен к выходу дополнительной цепи обратной св зи, второй вход к выходу блока формировани  порогового уровн , а выход - к третьему входу модул тора и второму входу регулируемого делител  цепи стимул ции .

На 1ертеже изображена структурна  схема многоканального устройства адаптивного биоэлектрического управлени  движени ми человека.

Каждый канал устройства содержит электроды 1, подсоединенные к мышцам донора, усилитель 2 биопотенциалов мьшщ донора, интегратор 3, регулируемый делитель 4, модул тор 5, генератор 6 стимулирующего сигнала, o усилитель 7 мощности, блок 8 разделени  управл ющего сигнала и сигнала вызванной биоэлектрической активности мышц реципиента, электроды 9, подсоединенные к мышцам реципиента, усилитель 10 биопотенциалов мышц реципиента, интегратор 11, блок 12 сравнени , первый пороговый эле-. мент 13, второй пороговый элемент 14, блок 15 формировани  порогово . to уровн , частотомер 16, первый дифференцирующий усилитель 17, второй дифференцирующий усилитель 18, блок 19 умножени , электронный ключ 20 и дополнительный регулируемый делитель 21.

Устройство работает следующим образом.

Биоэлектрическа  активность мышц донора, возникающа  при выполнении донором тех или иных движений, через электроды 1, подсоединенные

к мышцам донора, и усилитель 2 биопотенциалов поступает на интегратор 3. На выходе интегратора 3 формируетс  программный сигнал в

5 виде усредненной во времени биоэлектрической активности мышц донора, который через делитель 4 поступает на первый вход модул тора 5, на второй вход которого с выхода генератора б поступает стимулирующий сигнал. На выходе модул тора 5 формируетс  управл ющий сигнал, который через усилитель 7 мощности и блок 8 разделени  поступает на

5 электроды 9, подсоединенные к мышцам реципиента. Под вли нием управл ющего сигнала мышцы реципиента возбуждаютс  и сокращаютс . Вызванна  биоэлектрическа  активность дшшц реципиента через блок 8 разделени  управл ющего сигнала и сигнала вызванной биоэлектрической активности и усилитель 10 биопотенциалов мышц реципиента поступает на интегратор 11. На выходе интегратора 11 формируетс  усредненна  во времени биоэлектрическа  активность мышц реципиента, котора  поступает на вход второго порогового

элемента 14.

0 с выхода интегратора 3 усредненна  во времени биоэлектрическа  активность мышц донора поступает на первый пороговый элемент 13, на выходе которого формируетс  пр моугольный импульс посто нной амплитуды , передний фронт которого совпадает с временем по влени  программного сигнала и длительность которого равна времени первого порогового элемента 13, и на первый вход блока 12 сравнени . На второй вход блока 12 сравнени  с выхода второго порогового элемента 14 поступает пр моугольный импульс посто нной амплитуды, передний фронт которого совпадает с временем по влени  вызванной электродиаграммы мышц реципиента. На выходе блока 12 сравнени  формируетс  импульс посто нной амплитуды, длительность которого равна времени запаздывани  по влени  вызванной электромиограммы реципиента по отношению к по влению электромиограммы донора. Поскольку это врем  запаздывани  пропорционально порогу возбуждени  мышц реципиента, длительность импульса на выходе блока 12 сравнени  пропорциональна порогу возбуждени  мышц реципи.ента. С выхода блока 12 сравнени  упом нутый импульс поступает на первый вход блока 15 формировани  порогового уровн , на второй вход которого поступает импульс с выхода первого порогового элемента 13. На выходе блока 15 формировани  порогового уровн  формируетс  импульс, амплитуда которого пропорциональна порогу возбуждени  мышц реципиента, а длительность которого совпадает с временем существовани  программного сигнала. С выхода усилител  10 биопотенцисшов вызванна  электромиограмма мыщц реципиента поступает на частотомер 16, на выходе которого по вл етс  электрический сигнал, пропорциональный средней частоте вызванной электромиограммы мьп ц реципиента в данный момент времени. С выхода частотомера 16 этот сигнал поступает на первый дифференцирующий усилитель 17 и второй вход электронного ключа 20. На выходе первого дифференцирующего усилител  17 по вл етс  сигнал, пропорциональный скорости изменени  частоты вызванной электромиограммы. Этот сигнал - положительный при возрастании частоты и отрицательный при уменьшении частоты. С выхода усилител  17 сигнал ( положительной или отрицательной пол рности) поступает на первый вход блока 19 умножени . С выхода интегратора 11 усредненна  во времени вызванна  электромиограмма поступает на второй дифференцирующий усилитель 18, на выходе которого формируетс  сигнал, пропорциональный скорости изменени  амплитуды усредненной во времени вызванной электромиограммы реципиента. На второй вход блока 19

умножени  с выхода второго дифференцирующего усилител  18 поступает сигнал положительной или отрицательной пол рности в зависимости от того, возрастает или уменьшаетс 

амплитуда усредненной во времени вызванной электромиограммы реципиента в данный момент времени. На выходе блока 19 умножени  по вл етс  сигнал только в тот момент времени, когда на его входы поступают разнопол рные сигналы.

Известно, что при возрастании усили , развиваемого работающей мышцей, растут амплитуда и частота

5 интерференционной электромиограмл« и, наоборот, при уменьшении усили  амплитуда и частота уменьшаютс . При утомлении работающей мышцы гз услови х стандартизации нагрузки

Q как дл  статической, так и дл  динамической работы, амплитуда усредненной во времени биоэлектрической активности увеличиваетс , а частота следовани  колебаний интерференцион- ной электромиограммы уменьшаетс , причем чем больше сила сокращени , тем значительнее уменьшение частоты . Поэтому в момент наступлени  утомлени  на первый вход блока 19 умножени  с выхода первого дифференцирующего усилител  17 поступает сигнал отрицательной пол рности (поскольку частота электромиограмNfci в этот момент падает), а на второй вход блока 19 умножени  с выхода второго дифференцирующего усилител  18 поступает сигнал положительной пол рности (амплитуда растет ) . Поэтому при наступлении утомлени  мышц реципиента на выходе блока 19 умножени  по вл етс  сигнал в виде импульса посто нной амплитуды , длительность которого равна времени существовани  разнопол рных импульсов на входах блока 19

5 умножени , который с выхода блока 19 умножени  поступает на управл ющий вход электронного ключа 20, на второй вход которого с выхода частотомера 16 поступает электрический сигнал, пропорциональный сред0 ней частоте вызванной электромиограммы реципиента. На выходе нормально разомкнутого электронного ключа 20 по вл етс  сигнал, пропорциональный средней частоте вызванной электро5 миограммы реципиента, только в том случае, если присутствует сигнал на его управл ющем входе, т.е. если наступает утомление кышц реципиента . Этот сигнал с выхода злектронного ключа 20 поступает на управл ющий вход дополнительного регулируемого делител  21, на второй вход которого с выхода блока 15 формировани  порогового уровн 

5 поступает сигнал, амплитуда которого

пропорциональна порогу возбуждени  МЫ1ЛЦ реципиента. При отсутствии утомлени  мьшщ реципиента на управл ющий вход дополнительного делител 21 сигнал не поступает. При этом коэффициент передачи дополнительного делител  21 равен единице и на его выходе формируетс  сигнал, амплитуда которого пропорциональна порогу возбуждени  мышц реципиента. Этот пороговый.уровень поступает на второй ( управл ющийj вход делител  4 и третий вход модул тора 5. Tfiкимобразом , при отсутствии утомлени  мышц реципиента на выходе модул тора 5 формируетс  такой же управл ющий сигнал, как в известном устройстве, а именно, на выходе модул тора 5 формируетс  управл ющий сигнал, по форме повтор ющий стимулирующий сигнал, по амплитуде пропорциональный преобразованному в соответствии с пороговым уровнем мышц реципиента программному сигналу и суммированный с этим пороговым уровнем.

При утомлении мышц реципиента на управл ющий вход дополнительного делител  21 поступает сигнал, пропорциональный средней частоте вызванной электромиограммы реципиента, и коэффициент передачи дополнительног делител  21 уменьшаетс  тем значительнее , чем больше уменьшение частоты вызванной электромиограммы, т.е. чем сильнее утомление мышц реципиента. В соответствии с уменьшением коэффициента передачи дополнительного делител  21 уменьшаетс  амплитуда порогового уровн , поступающего на второй (управл ющий) вха.4 делител  4 на третий вход модул тора 5. Таким образом, на выходе модул тора 5 формируетс  управл ющий сигнал, амплитуда которого уменьшаетс  пропорционально утомлению мышц реципиента, а мышцы последнего стимулируютс  в щад щем режиме до тех пор, пока не прекратитс  утомление.

Таким o6pei3OMf в устройстве амплитуда управл ющего сигнала измен етс  не только в зависимости от порога возбуждени  мышц реципиента, но-и с учетом утомлени  этих мьшц,

что позвол ет уменьшить амплитуду управл ющего сигнала в случае наступлени  утомлени  мышц реципиента и предотвратить их дальнейшее утомление.

Claims (1)

1. Авторское свидетельство СССР № 929054, кл. А 61 В 5/04, 1976.

/ff/t i/ pei/t/ i/f / e7