Книга
← К списку книгЗагрузка разделов…
активнаАктивные записи участвуют в каталоге и синках. Неактивная книга скрыта, но не удалена из базы.
Книга
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ
УПРАВЛЕНИЕ
Издательство «Наука»
АКАДЕМИЯ НАУК СССР
ИНСТИТУТ ПРОБЛЕМ ПЕРЕДАЧИ ИНФОРМАЦИИ
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ
УПРАВЛЕНИЕ
ИЗДАТЕЛЬСТВО «НАУКА»
МОСКВА
УДК 612.014.421 : 612.014.423 : 612.822
Коллектив авторов:
В. С. ГУРФИНКЕЛЬ, В. Б. МАЛКИН, |м. Л. ЦЕТЛЙП/, А. Ю. ШНЕЙДЕР.
Биоэлектрическое управление. «Наука», 1972.
Монография посвящена изложению основ биоэлектрического управления, классификации устройств, реализующих принципы биоэлектрического управления, а также описанию функциональных характеристик и особенностей конструкций. Основной классификационный признак, использованный при систематизации материала,— источник управляющих сигналов. В соответствии с этим в книге выделяются три раздела: биоэлектрические системы, управляемые биопотенциалами скелетных мышц, потенциалами сердечной мышцы и электрической активностью головного мозга. В каждом из этих разделов рассматривается происхождение биопотенциалов, отведение и способы обработки их в связи со специфическими требованиями управления, в зависимости от назна- чения'управляемого устройства.
В книге на значительном фактическом материале показан приоритет советских исследователей как в теоретических разработках вопросов биоэлектрического управления, так и в их практической реализации.
Книга предназначена для физиологов, врачей, инженеров и физиков, а также научных работников, интересующихся биокибернетикой.
Табл. 4. Рис. 66. Библ. 514 назв.*
2-10-2 16-БЗ-14-72
ВВЕДЕНИЕ
В процессе активного воздействия на среду человек изобрел и изготовил разнообразные орудия труда — от простейших устройств, управляемых и приводимых в действие мышечными силами, до современных сложных систем высокой энергооснащенности, управление которыми, в конечном счете, все равно сводится к мышечным усилиям; в последнем случае управляющие воздействия уже не требуют для своей реализации сколь-либо значительных мышечных усилий. Тем не менее сл'едует иметь в виду, что они принципиально реализуются «старым» способом — посредством движений. В последние годы стало очевидным, что. такой способ взаимодействия человека с различными техническими системами не является единственно возможным. Помимо движений в качестве управляющих воздействий могут быть использованы и другие проявления жизнедеятельности. Изменения температуры тела, звуки, издаваемые животными и человеком, изменения концентрации химических веществ в процессе метаболизма и многие другие проявления жизнедеятельности могут быть использованы в качестве входных сигналов в системах биоуправления. Однако одним из наиболее практически удобных проявлений для целей управления является биоэлектрический процесс, сопровождающий различные функциональные отправления органов и тканей организма. Преимущества использования биопотенциалов в качестве управляющих сигналов, как показывает накопленный в электрофизиологии опыт, обусловлены тремя основными причинами.
Биоэлектрические потенциалы, генерируемые различными возбудимыми тканями, обладают достаточно высокой информативностью, поскольку отражают изменения состояния как отдельных клеточных структур, так и целых органов и.^систем. Биоэлектрические потенциалы позволяют создавать системы управления, обладающие высокой оперативностью, поскольку их изменения предшествуют изменениям ряда других физиологических показателей и отражают сдвиги этих показателей в микроинтервалах времени. И, наконец, с технической точки зрения биопотенциалы — наиболее удобный вид сигнала в связи с отно-
сительной простотой их преобразования в форму, пригодную для управления.
Эти особенности и определили создание нового типа управляющих систем— биоэлектрических систем управления, в которых связь между живым организмом и различными техническими устройствами осуществляется посредством биопотенциалов, генерируемых различными возбудимыми тканями.
В последние годы создано большое число разнообразных устройств, реализующих принцип биоэлектрического управления. В настоящее время разработки этих устройств уже вышли далеко за рамки лабораторных поисков и получают все более и более широкое практическое применение. Это создает определенные трудности для объединения многочисленных данных в единую систему, с чем, по-видимому, и связано отсутствие до настоящего времени обобщающих трудов, в которых были бы представлены классификация задач по биоэлектрическому управлению и -систематически изложены полученные результаты.
- Замысел написать книгу о биоэлектрическом управлении возник у авторов еще в 1963 г. после того, как на I Симпозиуме по биоэлектрическому управлению стали уже отчетливо зримы разные аспекты этой проблемы. К концу 1965 г. был обсужден и написан предварительный план книги и началась работа над ней. Безвременная смерть нашего товарища Михаила * Львовича Цетлина затормозила работу над книгой. Авторы понимают,, что книга была бы лучше написана, если бы на всех этапах работы принимал участие Михаил Львович, исключительно четко мыслящий, требовательный к себе и другим ученый. М. Л. Цеглин считал, что принципы биоэлектрического управления найдут применение, прежде всего, в клинической медицине и тем самым окажутся полезными для больных. Этому в определенной степени должна была бы и способствовать книга, содержащая описание исследованных и реализованных систем биоэлектрического управления.
Мы посильно пытались выполнить эту задачу, результатом чего и явилась настоящая книга. Надеемся, что она будет полезна врачам и биологам, равно как и инженерам, проявляющим интерес к вопросам физиологии и медицины.
Глава I
ОБЩИЕ ВОПРОСЫ БИОУПРАВЛЕНИЯ
усовершенствований».усовершенствований».А. Эйнштейн [221].А. Эйнштейн [221].«Забота о самом человеке и его судьба должны быть в центре внимания при разработке всех технических
усовершенствований».
усовершенствований».
А. Эйнштейн [221].
А. Эйнштейн [221].
НЕКОТОРЫЕ ПРИНЦИПЫБИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ
Процессы регуляции, протекающие в живом организме, в последние годы привлекают внимание не только биологов и физиологов, но и математиков, физиков, техников, которые видят в живых системах прототип организованного управления, используемого в системах большой сложности. В этом направлении ведутся интенсивные поиски, большая часть которых все еще остается на уровне формального описания деятельности тех или иных живых систем, несмотря на стремление многих исследователей проникнуть в сущность управляющих процессов.
Мы не ставим себе целью осветить многочисленные и весьмг! сложные вопросы управления в биологических системах ввиду необозримости задачи, а также и главным образом ввиду ограниченности компетенции авторов. В этой книге мы стремились обосновать практическую целесообразность широкого использования в технике, медицине и физиологии различных биоуправля- емых систем. При этом, естественно, возникла необходимость сформулировать основные принципы биоуправления, в связи с чем казалось целесообразным, хотя бы в эскизном наброске, осветить современное представление о механизмах управления в живых организмах.
Процессы управления в живых организмах направлены на обеспечение координации — определенного взаимодействия между различными функциональными системами, что, в конечном итоге, определяет существование целостного организма. Последнее является непременным условием для приспособления организма к условиям внешней среды, т. е. определяет способность живых организмов к активному взаимодействию с окружающей их средой.
Значение этой задачи было отчетливо понято и превосходно сформулировано выдающимся физиологом XIX в. Клодом Бернаром в его учении о гомеостазе. Высказанная им идея о том, что «постоянство внутренней среды является непременным условием
свободной жизни», исчерпывающим образом характеризует роль процессов гомеостатического регулирования. Способность живых организмов активно приспосабливаться к изменяющимся условиям внешней среды, можно сказать без преувеличения, определила эволюцию живой природы на нашей планете. Этот процесс несомненно обусловлен постепенным совершенствованием процессов управления. Революционное значение для развития животного мира имело появление в процессе эволюции нервной системы — нового быстродействующего механизма оперативного управления.
В дальнейшем мы будем рассматривать только оперативный вид управления, организуемый нервной системой. На поверхности тела, а также в его органах и тканях расположено большое количество специализированных клеток, основная функция которых состоит в трансформировании воспринимаемых ими воздействий (рецепторы) в распространяющийся нервный сигнал. В результате переработки этих сигналов в нервной системе вырабатываются управляющие команды, передающиеся по нервным проводникам к исполнительным органам (поперечнополосатые мышцы, гладкие мышцы и железы).
Безусловный двигательный рефлекс является одним из наиболее простых механизмов управления, осуществляемых нервной системой. При его проявлении цепь событий, протекающая в нервной системе, может быть представлена следующими звеньями: воздействие раздражителя на рецептор, афферентный сигнал, обработка информации в нервном центре, эффекторная команда и реализация ее исполнительным органом. Для мышцы — это изменение состояния мышцы и развитие в ней напряжения. В действительности схема «стимул — реакция» должна быть заменена гораздо более сложной схемой, в которой наименее изучено и вместе с тем наиболее интересным является звено переработки информации.
Относительно роли ЦНС в получении и обработке информации существуют две точки зрения: «строго рефлекторная», которая рассматривает последовательно события от стимула и реакции рецептора до детерминированной реакции нейронов головного. или спинного мозга, и вторая, указывающая на существен- ' ное значение активности ЦНС (центрального механизма обработки информации), которая в значительной степени определяет поиск информации (фиксации), отсев ее и характер обработки (мотивация, эмоции).
Как показано многочисленными исследованиями по физиологии сенсорных систем, афферентные сигналы проходят много этапов обработки. Не менее сложной оказывается работа нервной системы в процессе формирования эфферентной команды. Наличие многих уровней управления в нервной системе затрудняет четкое определение того, в какой структуре начинается формирование управляющей команды и какие этапы проходит
эта команда до ее полной реализации. Важно подчеркнуть, как на это указывал И. М. Сеченов, что все бесконечное разнообразие внешних проявлений мозговой деятельности сводится окончательно к одному лишь явлению — мышечному движению. -
Иными словами, процесс взаимодействия человека с окружающей средой в значительной степени реализуется посредством движений. Формально такое взаимодействие можно назвать системой, в которой управляющие воздействия, направленные на внешнюю среду, кодируются мышечным движением. Являются ли движения единственной формой взаимодействия? Оказывается, нет. Поскольку команды, идущие из центральной нервной системы к мышцам, сопровождаются электрическими явлениями (в конечном счете, приводящими к мышечному сокращению), то для управления движением можно использовать эти биопотенциалы (ЭМГ). Такая необходимость может возникнуть в тех случаях, когда весь проводящий тракт произвольных движений сохранен, а мышцы в силу повреждения или заболевания не в состоянии выполнять свою функцию. В таких случаях целесообразно отвести биопотенциалы от сохранивших связь с центральной нервной системой участков мышц и использовать их для произвольного управления другими, заменяющими мышцу источниками энергии, например электродвигателями. Понятно, что при этом биопотенциалы должны быть соответствующим образом усилены и преобразованы в форму, пригодную для управления. Таков один из принципов построения биоэлектрической системы, состоящий в том, что на пути обычного хода передачи импульсов возбуждения располагается система восприятия биоэлектрических сигналов, усиления и преобразования их в нужную форму, с тем чтобы после преобразования они могли приводить в движение те или иные исполнительные устройства. Создание таких устройств особенно перспективно для восстановления движений после ампутаций и параличей, когда остаточная биоэлектрическая активность усеченных или парализованных мышц естественным образом , используется для управления движениями протеза или ортопедического аппарата. Принципиально такая же задача возникает при поражении дыхательной мускулатуры.
Рассмотренные примеры являются в некотором роде принципиальными и свидетельствуют о том, что для управляющего воздействия человека на внешнюю среду могут быть использованы биоэлектрические процессы; генерируемые скелетными мышцами. Это примеры произвольного воздействия на Внешнюю среду. Наряду с мышцами в организме имеются и другие возбудимые ткани, жизнедеятельность которых также сопровождается биоэлектрическими явлениями.
В настоящее время разработаны различные приборы, управляемые биопотенциалами сердца. В системах биоэлектрического управления используются в первую очередь такие свойства биопотенциалов, как строго закономерная последовательность по-
явления токов возбуждения, связанных с механическими проявлениями сердечной деятельности, относительное постоянство основных электрических потенциалов в норме и характерные изменения их при патологии.
Получают развитие также приборы, для управления которыми используются биоэлектрические потенциалы головного мозга. Нельзя не отметить, что, несмотря на значительное внимание исследователей к изучению биоэлектрической активности головного мозга, физиологический механизм, определяющий электрогенез нервной ткани, остается недостаточно ясным, при этом складывается впечатление, что более или менее однозначные изменения потенциалов характеризуют не столько конкретную деятельность мозга, сколько его общее состояние. Сюда относятся изменения медленных компонентов в ЭЭГ при гипоксии, гипокапнии, гипогликемии, наркозе или, например, появление комплекса «пик — волна», предшествующие проявлению судорожных приступов у больных эпилепсией. Естественно, что при использовании биоэлектрических потенциалов головного мозга для управления усилия исследователей направлены в первую очередь на использование этих характерных изменений ЭЭГ.
Таким образом, биоэлектрические потенциалы, генерируемые тканями, могут быть использованы для управления различными внешними устройствами. Несмотря на то, что по своему назначению, техническим характеристикам, конструктивным особенностям и т. п. эти системы могут быть разными, общим для них является то, что в качестве управляющих сигналов используются биопотенциалы. Для всех этих систем характерно также наличие устройств выделения информации из биоэлектрического сигнала. В некоторых случаях эта задача реализуется простыми средствами, в других она может сводиться к системе сложных логических операций.
Использование биопотенциалов для управления предъявляет к методам обработки сигналов еще одно требование — высокую скорость анализа биопотенциалов. Без этого невозможно эффективно использовать биопотенциалы для управления, так как в течение медленной обработки параметры биологической системы могут существенно измениться. Поэтому для биоэлектрического управления типичен такой режим, при котором происходит непрерывный отбор и анализ полезной информации с немедленным использованием результатов этого анализа для управления.
Заметим еще, что методы обработки биопотенциалов и соответствующие технические средства ее осуществления определяются не только характером используемых биопотенциалов, но и назначением самой системы.
Таким образом, можно попытаться дать определение биоэлектрическим системам. Но прежде следует подчеркнуть, что при современном уровне развития техники, когда взаимодействие человека с техническими устройствами становится преобладаю-
щим типом производственной деятельности, представляется возможным говорить о биотехнических системах. Биотехнические системы занимают среди систем, включающих человека- оператора как звено управления, особое место, потому что их отличительной чертой является такое взаимодействие организма с техническими устройствами, результат которого оказывается существенным не только для увеличения силовых и скоростных возможностей человека, но и для поддержания и регуляции основных жизненных функций организма.
Те биотехнические системы, в которых взаимодействие живого организма с техническими устройствами осуществляется посредством биоэлектрических командных сигналов либо биоэлектрических сигналов, циркулирующих в контуре обратной связи, можно выделить в особый подкласс — биоэлектрические системы управления (БЭСУ).
ИСТОРИЯ ВОПРОСА.
КЛАССИФИКАЦИЯ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКИХ СИСТЕМ УПРАВЛЕНИЯ
Каждое новое научное направление имеет свою историю. В зависимости от характера авторов, которые собираются ее осветить, началом такой истории могут быть либо конкретные исследования и наблюдения, имеющие прямое и непосредственное отношение к той науке, о которой идет речь, либо некоторые общие философские представления и развернутые описания, имеющие, как правило, косвенное отношение к -предмету. Если отдать предпочтение этому последнему пути, то имеется уже сложившаяся традиция начинать изложение с представлений, содержащихся в книгах мыслителей древней Греции. Действительно, еще греки знали о существовании электрических явлений в живых организмах. Об этом свидетельствукГт описания рыб, обладающих электрическим органом, и даже попытки использования животного электричества в практических целях для лечения больных. Далее, следовало бы остановиться на работах Гальвани и Вольта, на их многолетних спорах о природе электрических явлений, которые они наблюдали в лапке лягушки, опытах Матеуччи и Дюбуа Раймона, Данилевского, Сеченова, Кэттона и других, доказавших экспериментально наличие и роль биопотенциалов, возникающих при деятельности различных органов. Подробные сведения по этому поводу можно получить из многих источников (см., например, [33]). *>
Однако нам кажется, что такой исторический экскурс все же недостаточно жестко связан с изложением истории предмета, который нас интересует и который, по существу, возник совсем недавно. Всего лишь 10—15 лет назад сама постановка проблемы биоэлектрического управления как самостоятельного научного направления могла бы показаться недостаточно обоснованной. За это время в СССР, США, Англии, Швеции, Италии, Юго-
славии, Канаде, ФРГ, Франции, Японии, Австрии, Польше и других странах проведено большое число исследований, которые послужили толчком к созданию многочисленных приборов и систем, основанных на принципах биоэлектрического управления. Этому этапу развития исследований в области биоэлектрического управления предшествовали отдельные работы, которые можно было бы рассматривать как первые истоки биоэлектрического управления. В течение предшествующих почти 20 лет эпизодически появлялись работы, содержащие описание различных приборов, в принципе действия которых лежали элементы биоэлектрического управления. К ним относятся исследования 1936 г. Ферриса и соавторов, которые, изучая травматическое влияние кратковременного действия электрического тока, разработали электронную установку, использующую в качестве управляющего сигнала зубец 7? ЭКГ [301]. В 1940 г. Корнмюллер и Ноэль [374] предложили использовать для автоматической сигнализации о развитии утомления и гипоксических состояний определенные изменения частотных характеристик ЭЭГ в качестве управляющего сигнала. Модель такой установки была реализована Праст и Ноэль в 1948 г. [420]. Несколько позднее (1949—1950 гг.) Бикфорд [250] разработал прибор для автоматического поддержания заданной глубины наркоза, используя также в качестве управляющих сигналов определенные изменения частоты и амплитуды волн ЭЭГ. В 1950 г. Дот и сотрудники использовали ЭКГ — зубец 7? для селективного забора проб крови. В 1948 г. Рейтер [426] высказал мысль о возможности использования ЭМГ для управления и впервые осуществил управление электромеханическим протезом руки. В этих работах очень удачно решались те или иные практические вопросы кардиологии,.авиационной медицины, физиологии нервной системы, анестезиологии, протезирования. Весьма примечательно, что авторы этих работ не обратили внимания на существенную новизну их подхода и не увидели того общего и нового, что объединяет эти исследования. Пожалуй, только в работах советских исследователей, начиная с 1956—1958 гг., после создания первых работающих устройств, были сформулированы принципиальные особенности систем биоэлектрического управления, показаны возможности и перспективы их применения для различных биотехнических задач.
Однако наиболее важным стимулом для развертывания исследований в области биоэлектрического управления явились практические достижения. Речь идет, прежде всего, о работах Центрального научно-исследовательского института протезирования и протезостроения (ЦНИИПП) над созданием действующих макетов протезов и манипуляторов с биоэлектрическим управлением. Описание одной из конструкций такого манипулятора было представлено на Всемирной выставке в Брюсселе в 1958 г. щ по-видимому, привлекло широкое внимание.
Но не только большой размах поисковых и экспериментальных работ характеризует состояние проблемы биоуправления. Существенным фактором является то,- что многие из этих работ получили практическое применение, и в ряде стран ведется промышленный выпуск протезов с биоуправлением, диагностической, лечебной и исследовательской аппаратуры и т. д. Объем работ, проводимых в этом направлении, стремительно растет. В связи с этим представляется целесообразным сделать попытку классификации устройств, основанных на принципах биоуправления. В качестве классификационных могут быть использованы самые различные признаки, например: источник управляющих сигналов; назначение устройства биоуправления; способ отведения сигнала; способ обработки (кодирования) сигнала.
Далее можно выделить классификационные признаки по способу управления, структуре и технической реализации устройства, например: системы управления с одним или несколькими источниками (в том числе и не биоэлектрическими); разомкнутые и замкнутые системы управления; системы непрерывного и дискретного управления; экстракорпоральные и имплантируемые устройства.
Рассмотрим перечисленные выше признаки.
Источник управляющих сигналов. К настоящему времени можно выделить три основных наиболее изученных источника сигналов: биопотенциалы скелетных мышц, биопотенциалы сердечной мышцы и биопотенциалы головного мозга. Мы выделяем эти источники в первую очередь потому, что уже сложился опыт их использования в различных системах биоуправления. Помимо этих источников для биоуправления используются сигналы от отдельных нейронов, нервного ствола — нейрограммы, биопотенциалы сетчатки глаза, а также некоторых внутренних органов..
Источник сигналов в большинстве случаев определяет также характер управления — произвольное и непроизвольное. Системы управления, в которых оператор может произвольно, по собственному желанию изменять интенсивность биопотенциалов и Гем самым характеристику управляющих сигналов, являются системами произвольного управления. К ним в первую очередь относятся системы управления от биопотенциалов скелетных мышц. •>
В системах непроизвольного управления используются биопотенциалы, котЬрые оператор не в состоянии изменять по собственному желанию (например, биопотенциалы от сердечной мышцы). В некоторых случаях биопотенциалы могут быть использованы в зависимости от причины их возникновения для построения системы как произвольного, так и непроизвольного управления. Так, рйтмы ЭЭГ мог^т быть использованы в системах произвольного и непроизвольйогб управлений. Возникновение А
и 0-ритма при гипоксии генерируется независимо от воли оператора; в других случаях управляющий сигнал — a-ритм зависит от воли оператора (например, при закрывании глаз).
Назначение устройства биоуправления. Назначение устройства является, на наш взгляд, вторым и весьма существенным признаком в предлагаемой классификации.
При рассмотрении этого признака целесообразно выделить подгруппы устройств: исследовательская аппаратура; лечебная аппаратура; диагностическая аппаратура; технические устройства, облегчающие деятельность человека и способствующие повышению'работоспособности в специальных условиях.
Способ отведения сигнала. Могут быть использованы различные способы отведения биопотенциалов: с помощью электродов, расположенных поверхностно, игольчатых, вводимых внутрь тканей, вживленных на различное время.
Способ обработки (кодирования) сигналов. Одним из основных требований, связанных с обработкой сигнала, является выделение только полезной информации из всей совокупности сигнала. Технически обработка сигналов может осуществляться непрерывно или дискретно. В зависимости от источника управляющих сигналов, назначения или целей эксперимента полезная информация может выделяться с помощью измерения амплитудных, частотных и временных параметров сигнала. В целом ряде ситуаций наибольший эффект дают вероятностные методы. Возможны также и специальные приемы опознания определенной структуры или формы биопотенциалов, например пик-волна ЭЭГ, имеющих большое информационное значение.
Системы управления с одним или несколькими источниками. В ряде случаев в качестве управляющих сигналов целесообразно использовать одновременно или с последовательным подключением биопотенциалы различных функциональных структур организма, например ЭКГ и ЭЭГ и др. Такие системы управления будут являться смешанными.
Поскольку в сложных системах управления, в которых одновременно используется несколько источников биоэлектрических сигналов, могут применяться и другие параметры (не биоэлектрические— механические, термические, фотометрические и др.), характеризующие -состояние организма, речь может идти о комбинированных системах управления. Например, в системах слежения за физиологическим состоянием организма предусматри
вается, как правило, многоканальный вход, где в числе входных параметров используются наряду с биопотенциалами сердца и головного мозга другие, не электрические источники информации (температура тела, газовый состав выдыхаемого воздуха и др.).
Разомкнутые и замкнутые системы управления. В зависимости от назначения, технической реализации системы управления могут быть разомкнутые и замкнутые. В последнем случае возможны системы с применением многоконтурных обратных связей.
Системы непрерывного и дискретного управления. Способ обработки сигнала позволяет подразделить системы управления на системы непрерывного и дискретного управления.
Экстракорпоральные и имплантируемые устройства. И, наконец, в зависимости от назначения систем и особенностей конструкции устройства могут быть экстракорпоральные или имплантируемые.
Большое число признаков, безусловно, усложняет задачу классификаций БЭСУ. По-видимому, целесообразно классифицировать указанные системы по главным (основным) показателям, объединив перечисленные признаки в большие группы.
Например, такие признаки, как источник управляющих сигналов, способ их отведения и характер управления (произвольное иди непроизвольное управление), а также признаки, характеризующие назначение устройства и способ обработки сигнала, можно отнести к функциональному показателю. Остальные признаки, характеризующие структуру построения устройств, а именно: разомкнутые, замкнутые системы, одноконтурные, использующие несколько различных источников биопотенциалов (смешанные системы), системы непрерывного или дискретного управления, экстракорпоральные, имплантируемые, отнесем к структурному показателю. Тогда системы биоэлектрического управления возможно классифицировать по этим двум обобщенным показателям: функциональному и структурному (см. схему на стр. 14).
Пунктиром намечен контур управления при биоэлектростимуляции, когда техническое устройство воздействует на живой организм, а биопотенциалы циркулируют в контуре обратной связи, изменяют параметры технического устройства.
Ставя перед собой задачу рассмотреть общие принципы электрического управления, а также основные технические реализации известных авторам систем управления, мы будем в дальнейшем придерживаться указанной выше классификации, обращая
Источник сигнала
в первую очередь внимание на специфику систем, связанную с использованием различных источников управляющих сигналов и различным назначением самих устройств.
Глава II
ПРЕДПОСЫЛКИ К ИСПОЛЬЗОВАНИЮБИОПОТЕНЦИАЛОВ СКЕЛЕТНЫХ МЫШЦДЛЯ УПРАВЛЕНИЯ
«...все бесконечное разнообразие внешних проявлений мозговой деятельности сводится окончательно к одному лишь явлению — мышечному движению».
И. М. Сеченов [165].
ВЫБОР МЕСТ ОТВЕДЕНИЯ КОМАНДНЫХ СИГНАЛОВ
Современные представления о функциональной структуре аппарата, управляющего движениями, являются основополагающими для построения систем биоэлектрического управления произвольного действия. Успешная реализация таких систем на практике связана, в первую очередь, с вопросом о выборе мест отведения командных сигналов. Если в ряде случаев поиски таких мест отведения могут быть продиктованы стремлением получить сигналы большой амплитуды, наиболее выгодного соотношения сигнал/шум и т. п., то в случае построения биоэлектрических систем управления произвольного действия первостепенное значение приобретает вопрос о выборе тех мест отведения сигналов, которые обеспечивают получение информации, наиболее полно отражающей структуру произвольного движения. В настоящее время *мы не имеем достаточно законченных представлений о том, как организовано управление этими движениями. Согласно современным представлениям, управление движениями человека и животных осуществляется многоуровневой иерархически организованной системой, включающей значительное число последовательных и параллельных звеньев. Поэтому для получения информации о предстоящем движении необходимо располагать сведениями о событиях, происходящих на каждом из уровней формирования двигательных команд. Такого рода данные представляли бы огромный интерес не только с точки зрения использования их в* биоуправлении, но еще и потому, что с их помощью можно надеяться познать те принципы, которые лежат в основе взаимодействия разных уровней управления движениями. Однако, если предположить, что нам известны все этапы формирования сигнала и'принципы, по которым осуществляется это формирование на каждом из уровней, то получение и использование этой информации для целей биоуправления сопряжено пока с непреодолимыми трудностями принципиального и технического порядка.
Прежде всего следует указать на то, что, по-видимому, не существует одной строго локализованной области, ответственной за инициацию первичных двигательных команд. Известно, что наряду с моторной корой, дающей начало пирамидной системе, важную роль в формировании натуральных двигательных актов играют и другие корковые поля, в частности те из них, которые составляют корковую часть экстрапирамидной системы. Уже по этой причине первичными участками, формирующими произвольные двигательные команды, должны быть признаны разные области коры. Далее, можно полагать, что начальные двигательные команды содержат лишь самые главные характеристики будущего движения (своего рода «скелет движения»), пополняющиеся необходимыми деталями по мере включения в деятельность других нервных центров — базальных ганглиев, ядер- ных структур мозгового ствола, ретикулярной формации, мозжечка.
Основываясь на этих соображениях, вряд ли можно рассчитывать на то, что в близком времени для управления внешними устройствами удастся использовать сигналы нервных структур, ответственных за инициацию движения. Имеются и существенные технические трудности, связанные с необходимостью устойчивого и длительного отведения информации при использовании вживляемых или погружных отводящих электродов. Применение же поверхностных электродов для отбора команд, формирующих движение, в настоящее время ограничено, так как невозможно выделить из электроэнцефалограммы — суммарной биоэлектрической активности — информацию, относящуюся к произвольным движениям. В связи с этим естественно возникает мысль о том, что целесообразно использовать нервные команды произвольных движений не в центре, а на периферии.
Возможным местом отведения сформированных двигательных команд может рассматриваться двигательный нерв, отведение от которого вполне доступно. В этом случае мы фактически присоединились бы к выходу из центральной нервной системы, т. е. могли бы воспринимать сигналы, уже прошедшие все этапы формирования. Обычно периферический нерв является смешанным нервом, включающим в себя аксоны двигательных и чувствительных нервных клеток. По этой причине суммарная электрическая активность такого нерва представляет интерференцию афферентных и эфферентных импульсов. При отведении такой суммарной активности мы, следовательно, будем иметь дело не только с двигательными командами, но и сигналами обратной связи. Принципиально имеется возможность их разделения, при этом не только за счет раздельного отведения от передних и задних корешков (заметим, что реализация этого способа на человеке была бы затруднительна в связи с необходимостью вмешательства в интердуральное пространство). Использование современной вычислительной техники дает возможность выделить
из нейрограммы смешанных нервов потоки импульсов, идущих в центробежном и центростремительном направлениях. Речь идет об отведении с нерва двумя парами электродов, отстоящих друг от друга на некотором расстоянии, с последующей обработкой методами кросскорреляционного анализа [4661. Однако, как указывалось в главе I, одним из требований к системам биоэлектрического управления, использующих ЭМГ, является непрерывная обработка снимаемых сигналов и непрерывное их использование для целей управления. Поэтому применение кросскорреляционного метода связано с введением задержки и чрезмерным усложнением устройства для обработки управляющих сигналов. В тех случаях, когда данный нервный ствол или ветвь нервного ствола связаны только с одной мышцей (например, диафрагмальный нерв), суммарная активность в каждый момент времени будет хорошо коррелировать с возбуждением мышцы.
В большинстве же случаев суммарная электрическая активность нервного ствола содержит эфферентные команды, адресованные не к одной, а к нескольким мышцам. Это обстоятельство также ограничивает возможности использования нейрограммы в качестве источника управляющих сигналов.
По этим соображениям, наиболее удобным оказалось отведение двигательных команд непосредственно от мышцы, что обусловлено несколькими обстоятельствами: снимается команда, имеющая достаточно точный адрес; снимается команда, прошедшая через все уровни ее формирования; величина сигналов, отводимых от мышцы, больше, чем амплитуда нейрограммы, и, наконец, технически значительно проще и надежнее отводить импульсы с мышцы, чем с нерва.
С другой стороны, следует иметь в виду, что использование электрической активности мышцы для выделения двигательных команд сопряжено с определенными трудностями. Дело в том, что мышца как структурная единица — понятие анатомическое. В действительности же мышца представляет собой сложный орган, в котором наряду с рабочими мышечными волокнами имеются многочисленные чувствительные образования — рецепторы. Рабочие волокна мышцы организованы в так называемые Двигательные единицы (ДЕ). Двигательной единицей называется некоторое количество мышечных волокон, иннервируемых разветвлениями аксона одного двигательного нейрона (мотонейрона).
На основании ранних исследований сформировалось представление, что мышца состоит из одинаковых двигательных единиц, имеющих сходные размеры и величину развиваемой силы. В дальнейшем было установлено, что ДЕ различаются по размерам, что одна и та же мышца содержит двигательные единицы различных размеров и что спектр ДЕ по размерам не- ирерывен.
Возбуждение ДЕ характеризуется стабильной формой и амплитудой биопотенциала, его полярностью и длительностью1. Однако в силу ряда причин электрическая активность отдельной ДЕ не может служить характеристикой активности всей мышцы. Для этого нужно было бы располагать в каждый момент времени сведениями о состоянии всех ДЕ и знать закон, связывающий суммарную активность мышцы с состоянием всех составляющих ее ДЕ (с учетом их пространственного расположения). Заметим также, что избирательное отведение активности отдельных ДЕ представляется сложной задачей2. Поэтому одновременное определение состояния каждой ДЕ данной мышцы вряд ли возможно.
В силу большого числа ДЕ и некогерентности их возбуждения можно производить измерение некоторой функции от общего числа возбужденных в данный момент времени ДЕ. Такая интерференционная электромиограмма, отводимая поверхностными электродами, дает возможность изучать участие мышц в различных двигательных актах, последовательность их включения и выключения, уровень возбуждения, соотношение активности мышц в разные периоды формирования двигательных навыков и т. п. Отведение ЭМГ поверхностными электродами оказалось наиболее удобным и для задач биоэлектрического управления.
.ХАРАКТЕРИСТИКИ ИНТЕРФЕРЕНЦИОННОЙ ЭМГ
Амплитудные характеристики. Для электромиограммы, отводимой поверхностными электродами, характерна беспорядочная, шумовая форма, которая обусловлена сложением множества случайных некогерентных потенциалов отдельных ДЕ (рис. 1). Использование этой интерференционной ЭМГ непосредственно для управления не всегда возможно. Поэтому ее предварительно подвергают обработке с целью выделения полезной информации. Для этого можно воспользоваться в зависимости от особенностей системы управления разными количественными оценками: амплитудными, частотными и временными параметрами; показателями, характеризующими площадь -биоэлектрических потенциалов; статическими показателями, позволяющими построить гистограммы мгновенных значений ее параметров, плотности распределения вероятностей, определить функции корреляции или спектральные плотности и т. д.
Следует подчеркнуть, что эти, а также любые другие характеристики случайных сигналов, определяемые в процессе эксперимента, являются случайными величинами, дающими большую или меньшую степень приближения к истинным значениям. Поэтому имеет смысл говорить не о значении измеряемого пара-.
Частота импульсов ДЕ соответствует частоте срабатываний мотонейронов и, с точки зрения декодирования двигательной команды, использование биопотенциалов ДЕ соблазнительно.
О возможности использования активности. ДЕ для_управления см. стр, 52—53.
Рис. 1. Электрическая активность нормальной (Л) и паретичной мышцы (5), пораженной полиомиелитомРис. 1. Электрическая активность нормальной (Л) и паретичной мышцы (5), пораженной полиомиелитом
Рис. 1. Электрическая активность нормальной (Л) и паретичной мышцы (5), пораженной полиомиелитом
Рис. 1. Электрическая активность нормальной (Л) и паретичной мышцы (5), пораженной полиомиелитом
Рис. 2. Блок-схема отведения биоэлектрических сигналов
метра, а о его оценке. Для целей биоэлектрического управления находят применение также специальные методы обработки электромиограммы, которые определяются задачами и особенностями проектируемой системы управления: необходимостью получения управляющего сигнала с определенным отношением сигнал/шум, быстродействием, точностью системы и т. д.
С количественной точки зрения электромиограмма в первую очередь может характеризоваться амплитудными и частотными параметрами. Как показали многочисленные исследования интерференционной электромиограммы, среднее значение амплитуды колеблется в пределах 20—200 мкв. При максимальных напряжениях мышцы величина ее электрической активности может составлять 1—2 мв. На величину амплитуды из внешних факторов главным образом оказывают влияние величина площади отведения и межэлектродное расстояние. Чем больше площадь электродов и межэлектродное расстояние, тем больше регистрируемая активность [270, 360].
При поверхностном отведении электроды располагаются на поверхности кожи тела, измеряя тем самым разность потенциала электрического поля, образованного на поверхности от генераторов, находящихся в глубине ткани. Изменение величины биопотенциалов в зависимости от удаления электродов от источника колебаний подчиняется общим законам проведения потенциала в
объемном проводнике [344, 387]. По-видимому, при поверхностном отведении величина биопотенциалов определяется в основном, активностью лишь тех мышечных волокон, которые близко расположены к отводящим электродам. Это согласуется, например, с данными Бухтала и сотрудников, которые показали, что при удалении от источника колебаний на 0,36 мм амплитуда потенциала ДЕ уменьшается в 10 раз [271]. Строго говоря, регистрация ЭМГ отражает не только характеристики источника биопотенциалов, но также и характеристики тракта от генератора биопотенциалов до регистрирующего прибора. Каждое из звеньев этого тракта обладает специфическими свойствами, отражающимися на конечных параметрах сигнала.
В связи с этим представляется целесообразным рассмотреть параметры этих звеньев и их влияние на интерференционную ЭМГ. На рис. 2 представлена схематически цепь последовательных звеньев от источника генерации биопотенциалов до регистрирующего устройства. Она включает: Еэмг— генератор биопотенциалов; Еш эмг — генератор собственных шумов источника биопотенциалов; ЕШт — шум тканей, рассматриваемый как пассивный импедансный источник; £Шу — шум усилительного устройства, приведенный ко входу. Сопротивления /?эмг — сопротивление собственного генератора биопотенциалов; /?т— сопротивление тканей; /?Кэ— переходное сопротивление кожа'—электрод и сопротивление /?у— входное сопротивление усилителя.
Приведенная схема естественным образом разделяется на две части: образуемую генератором потенциалов и проводящими средами (биологическая часть) и приборную часть, состоящую из входных цепей и усилительного тракта.
Их значение и удельный вес могут сильно изменяться в зависимости от целого ряда факторов. Так, например, при регистрации разности потенциалов поверхностными электродами, расположенными над покоящейся мышцей, в регистрируемый процесс существенный вклад может вносить шум усилителя и шум ткани, рассматриваемый как пассивный импедансный источник. При деятельном состояния мышцы удельное значение этих двух шумовых составляющих, по сравнению с разностью потенциалов, мало.
Присутствие сопротивления тканей и переходного сопротивления кожа — электрод приводит к увеличению шума внутреннего источника сигнала, а с другой стороны, образует делитель с входным сопротивлением усилителя, что, в конечном счете, уменьшает выделяемый сигнал [276, 346]. Рассмотрим значение каждой составляющей шума с точки зрения оценки динамического диапазона сигналов, выбора необходимых параметров регистрирующей аппаратуры, выбора необходимых амплитудно-частотных характеристик, отношения сигнал/шум.
Джекобсон [355], Хопферт [324], Ю. С. Юсевич [221а] указывают на наличие слабо выраженной электрической активности (3—5 мкв) в покоящейся мышце. И действительно, поверхност-
ными электродами, расположенными над мышцей, отводятся какие-то колебания, придающие «бахромчатость» регистрируемой кривой. Существенно отметить, что такую же «бахромчатость» получил в своих исследованиях Найтингел [412], располагая отводящие электроды над костными образованиями. Становится очевидным, что источником этих нерегулярных низкоамплитудных колебаний являются не мышцы и что они, по-видимому, обусловлены шумом других живых тканей.
В детальных исследованиях Бухтала с сотрудниками [270, 271а], было показано, что регистрируемые колебания потенциалов, отводимых игольчатыми электродами от покоящейся мышцы, различаются по своей форме и частотной характеристике в зависимости от участка мышцы, от которой производится отведение. Эти потенциалы представляют собой отрицательные колебания (10—40 мкв) малой продолжительности (0,2—2 мсек) и низкой частоты. Тот факт, что активность отводится в зоне нервно- мышечного окончания и лучше выражена в мышцах, где нервно- мышечные окончания сконцентрированы в узкой зоне, позволил авторам говорить о «шуме концевой пластийки». Таким образом, при отведении ЭМГ от зоны концевых пластинок обнаруживается активность у покоящейся мышцы, вне этой зоны активность не проявляется и здесь мы имеем дело с шумом тканей. Природа тканевого шума еще недостаточно ясна. Однако благодаря работам Найтингела [411], Хейеса [332], использовавших специальные измерительные устройства (например, Найтингел использовал усилитель с собственным шумом, не превышающим 0,03 мкв в полосе частот от 2,5 до 3000 гц), получены достаточно полные данные об амплитудных и частотных характеристиках тканевого шума. Этими исследованиями было показано, что амплитудно-частотная характеристика является по существу медианой — прямой, спадающей к 1 кгц и имеющей на частоте 3—4 гц максимальную амплитуду примерно в 1,6 мкв (рис. 3). Сопоставление характеристик тканевого шума, отводимого подкожными и поверхностными электродами, позволяет предположить, что сопротивление рогового слоя кожи существенного влияния не оказывает. Вместе с тем в экспериментах на животных и многократных исследованиях на одном и том же человеке было установлено, что тканевый шум зависит от физиологического состояния тканей.
То обстоятельство, что амплитудно-частотная характеристика имеет вид медианы, позволяет утверждать, что ткани, расположенные между генератором биопотенциалов и отводящими электродами, не могут рассматриваться как пассивное сопротивление. Характеристики этого сопротивления, по-видимому, зависят от кровенаполнения тканей, изменяющегося в связи с пульсовым и дыхательным распределением крови.
Обычно при выделении биоэлектрических потенциалов важно знать не только шумовые характеристики источника сигналов, но
Рис. 3. Частотные характеристики ЭМГ, .артефактов ц электронных устройств, применяемых в различных биоэлект* рических протезах ’
а — спектр артефактов;
спектры ЭМГ: б —Хейеса;
в — Славуцкого, Смайльс;
г — Кайзера, Петерсена;;
д — Колец, Хаусмановой-Петрусевич;
.'к! г *21 '
е — спектр функции — ехр [л .
при т=2 мсек; частотные характеристики усилителей, используемых в протезах: 1 - СССР, цниип
— Хорна;'
— Исидоре и Николо;
— Шмидла, Зоротти;
— австрийском;
— канадском;
— Боттомли;
— Кайзера, Петерсена (подробнее о протезах см. главу III)
и его выходное сопротивление. Это сопротивление — межэлектродное сопротивление, измеренное со стороны подключения усилительной аппаратуры,— крайне переменно. Оно определяется, в первую очередь, состоянием кожи, способом ее обработки, площадью и межэлектродным расстоянием и колеблется в среднем от 100—150 ком до 10 ком при специальной обработке кожи [44, 137, 332, 336, 411, 417]. Вычислим минимально возможное напряжение полезного сигнала, исходя из выбора необходимого отношения сигнал/шум. Предположим, что полное сопротивление мышца — ткань — кожа — электрод составляет 100 ком и это сопротивление является чисто активным, тогда на входных клеммах усилительного устройства будет существовать только напряжение шума, обусловленного тепловым движением электронов в проводниках (предполагаем, что биоэлектрический сигнал равен нулю):
й = V^KTR^,
где Т— абсолютная температура в К0; К—постоянная Больц- < мана; Д/— полоса частот (в гц); R — сопротивление (в ом).
Для полосы частот Af = 1 кгц, которая практически полностью включает все частотные составляющие ЭМГ, напряжение шума будет равно:
U ~ 1 мкв,
что хорошо совпадает с экспериментальными данными, получен-
ными Найтингелом и Хейесом. Однако усилительные устройства сами вносят дополнительное напряжение шума. Качество усилителя, понимаемое как его приближение к идеальному усилителю, в котором отсутствует напряжение шума, обозначается фактором шума Рш. Учитывая фактор шума, можно показать, что
йх = V 2ктк^рш.
Так как речь в дальнейшем будет идти о биоэлектрических системах управления, в которых усилительные устройства, кал правило, выполняются на транзисторах, то в формулу необходимо ввести фактор шума, характеризующий шумовые свойства транзисторов. Фактор шума транзисторов не только определяется собственными параметрами транзистора, но и является частотнозависимым [181], причем шумовые свойства транзисторов наиболее сильно проявляются в области низких частот, именно в той области, в которой расположены практически все частотные составляющие биопотенциалов. Для предварительных расчетов можно принять, что фактор шума для «малошумящих» транзисторов составляет 10 дб. Тогда
Ux~.^,2 мкв.
При таком уровне шума любой биоэлектрический сигнал, меньший или равный 3,2 мкв, будет полностью маскирован этим шумом. Если выбрать отношение сигнал/шум равным 10 дб, что позволит надежно выделять биоэлектрические сигналы, то минимальное значение сигнала будет:
Z7lm = 3,2.20 1g — =3,2-3,16=10,1 люв.
Следовательно, динамический диапазон изменения биопотенциалов от минимального сигнала до максимального в среднем составляет Дэмг ^40 дб. Практически все обстоит гораздо сложнее, так как полное сопротивление не является чисто омическим, его природа биологическая, вследствие чего с тепловым шумом сочетается биологический шум. Тем не менее полученные расчетные величины хорошо согласуются с наблюдаемыми экспериментально и могут использоваться для выбора зоны нечувствительности в системах биоэлектрического управления, выбора динамического диапазона управляющих сигналов, а также при составлении требований к ЭМГ усилителям, используемым в этих системах.
Полученный достаточно большой динамический диапазон изменения биопотенциалов вовсе не означает, что для биоэлектрического управления нельзя воспользоваться частью этого диапазона. Более того, среднее значение активности возбужденных мышц меньше и составляет 20—30% от максимальной. Кроме
этого, активность усеченных мышц культи в большинстве случаев ниже по сравнению с активностью здоровых мышц. Следует также учитывать, что при значительных по величине напряжениях развивается утомление мышцы и, как следствие, изменяется амплитуда и даже частотный спектр ЭМГ. Это приводит к увеличению нестабильности и изменению управляющего сигнала, что отражается на точности управления. Поэтому для биоэлектрического управления желательно использовать только часть диапазона электрической активности мышцы.
При пороговом (релейном) управлении, когда срабатывание реле приводит к включению исполнительного механизма, достаточна активность 30—40 мкв. В исследованиях Я. Л. Славуцкого с сотрудниками было показано, что целесообразно использовать управляющие сигналы, величина которых не превышает половины величины максимальной активности мышцы. Такая рекомендация особенно важна для биоэлектрического управления в протезировании, так как в этом случае затраты на управление могут считаться незначительными [174]. Следовательно, те мышцы, которые имеют максимальную активность свыше 100 мкв, могут быть использованы для этих пороговых систем управления.
Для пропорциональных систем управления максимальная активность используемых мышц должна быть значительно большей. Так, при диапазоне изменения сигналов, достаточном для управления системой и равном 70—100 мкв, величина максимально управляющих сигналов должна уже составлять 100—140 мкв, а для этого максимальная активность должна быть не менее 200—280 мкв. Эта величина в норме практически является средней для большинства мышц плечевого пояса. Электрическая активность усеченных мышц, хотя в среднем и превышает 100 мкв, однако только для двуглавой мышцы культи плеча она может быть больше 200 мкв [174]. Таким образом, в ряде случаев величина биоэлектрической активности недостаточна для управления протезом без значительных и, следовательно, утомительных усилий. Поэтому для пропорционального управления потенциалами усеченных мышц в большинстве Случаев необходима предварительная тренировка, повышающая электрическую активность мышц [173, 174, 177, 179].
Частотные характеристики. Существенный интерес представляет знание не только амплитудных, но и частотных характеристик ЭМГ. Изучение частотного спектра важно для: 1) понимания генеза интерференционной ЭМГ, ее связи с параметрами импульсов двигательных единиц, их числа, степени синхронизации и др.; 2) выбора рациональной полосы пропускания с точки зрения отношения сигнал/шум и обработки ЭМГ для биоэлектрического управления; 3) частотного разделения сигналов при наличии зависимости спектра от уровня возбуждения мышц
и 4) в диагностических целях, когда нарушения в нервно-мышечном аппарате приводят к определенным изменениям частотной характеристики.. •
Литература по частотному анализу ЭМГ достаточно многочисленна, но и противоречива. Все это заставляет подробнее рассмотреть имеющиеся сведения и определить основные показатели частотной характеристики, существенные для задач биоэлектрического управления. Полученные разными исследователями экспериментальные данные могут-быть условно разбиты на две группы в зависимости от того, какую частотную полосу занимают максимальные составляющие амплитуды. Подавляющее число работ относится к первой группе, в которой область максимальных амплитуд лежит в диапазоне 70—200 гц.
Пожалуй, одна из первых практических работ, в которой использовался частотный анализ ЭМГ в диагностических целях, была сделана Валтоном в 1952 г. [493], хотя ранее — в 1951 г.— Рихардсоном была высказана идея использования гармонического анализа для исследования частотных составляющих ЭМГ Используя спектрометр при исследовании большой группы здоровых и больных, Валтон показал, что частотная характеристика ЭМГ различных мышц находится в узком диапазоне — 100—250 гц, а максимальные амплитуды имеют в большинстве случаев один пик, который расположен между 100 и 200 гц. При этом было отмечено, что мелкие мышцы имеют несколько более высокие частотные составляющие; так, частоты в 250 гц имеются лишь в мышцах лица и кистей рук.
Несколько позже Фекс и Кракау [302] нашли, что для крупных мышц конечностей имеется более стабильный максимум в частотной характеристике, расположенной около 200 гц. По данным этих авторов, при очень сильных сокращениях появляется дополнительное увеличение амплитуды на частотах 40—50 гц — второй максимум. Некоторые исследователи указывают, что появление второго пика в частотной характеристике ЭМГ связано с некоторыми патологическими явлениями [430]. В других работах, относящихся к этой группе,— Кайзера и Петерсена [362, 363], Кейдфорса и соавторов [359], Сато [443], Колец и Гаусма- новой-Петрусевич [373] и Я. Л. Славуцкого и С. С. Смайльс [178], проведены исследования с помощью 7з октавных и октавных фильтров (рис. 3). По данным этих авторов, частотные характеристики в общем идентичны, варьирует только положение максимума при исследовании у разных испытуемых и наказных мышцах. Так, по данным Славуцкого и Смайльс, мышцы-сгибатели и разгибатели предплечья имеют одинаковые частотные характеристики, независимо от того, являются ли они мышцами здорового предплечья или мышцами культи. Для мышц плеча частотная характеристика двуглавой и трехглавой мышц несколько сдвинута влево (особенно трехглавая мышца), в область более низких частот. В среднем зона максимума охватывает
частоты 100—160 гц, к частоте 400 гц амплитуда спадает до значения 0,5 от максимума, сливаясь с фоном на частотах выше 1250 гц. Кайзер и Петерсен указывают максимум, расположенный на частотах в области 80 гц, а Колец и Гаусманова-Петрусе- вич, наоборот, в области 200 гц.,
В работах, относящихся ко второй группе, частотные характеристики смещены в область более низких частот.
Хейес [332] определял амплитудно-частотные характеристики интерференционной ЭМ1\ используя для этой цели малошумящий усилитель с коэффициентом усиления до 100 000 и неравномерностью частотной характеристики 3 дб в полосе 2,5—15 000 гц. Выделение частотных составляющих производилось с помощью октавных, так и узкополосовых фильтров с шириной полосы 4 гц.
На рис. 3 приведена полученная Хейесом частотная характеристика двуглавой мышцы плеча для одного из усилий, развиваемых мышцей. Сопоставляя данные .Хейеса с данными Славуцкого и Смайльс, Петерсена и Кайзера, можно видеть, что частотная характеристика, полученная Хейесом, смещена влево и охватывает более широкую полосу частот, причем максимум частотной характеристики составляет область 30—70 гц. Сходные частотные характеристики были получены автором и у других мышц: предплечья, жевательных и мимических. Им было, также показано, что более сильное напряжение мышцы не приводит к изменению формы частотного спектра, а только вызывает пропорциональное увеличение по амплитуде всех гармонических составляющих. Аналогичные данные ранее были получены в исследованиях Найтингела на мышцах бедра [412]. Что касается верхней границы частотного диапазона ЭМГ, то названные авторы не нашли в ней частот, превышающих 1500—3000 гц. Скотт даже считает, что спектр мощности на частотах выше 200 гц уже незначителен [446].
Таким образом, полученные различными авторами данные показывают, что частотный спектр ЭМГ различных мыщц ограничен сравнительно узкой полосой частот и практически не за? висит от степени мышечного возбуждения (имеются в виду мышцы здоровых людей, а также мышечные напряжения, не вызывающие утомления). Такой же вывод может быть сделан из модельных представлений интерференционной ЭМГ как случайного процесса. В работах Р. С. Персон и М. С. Либкинд [142], В. М. Бернштейна [24, 25] и Мура [401] было показано, что сложение несинфазных сигналов нескольких десятков двигательных единиц (начиная с 20) уже достаточно для получения синтезированной ЭМГ, практически не отличающейся от натуральной.
В действительности при отведении ЭМГ поверхностными электродами мы всегда имеем дело с возбуждением значительно большего числа ДЕ. Поэтому можно предположить, что частотный спектр ЭМГ различных мышц при различных условиях должен быть практически одинаков. При моделировании частотной
характеристики ЭМГ можно воспользоваться данными М. С. Либ- кинд [106]. Учитывая, что средняя длительность импульса (а) интерференционной ЭМГ связана с шириной импульса двигательной единицы (ДЕ) зависимостью а=0,91 ДЕ, можно, получая частотный спектр отдельных ДЕ, распространить его на интерференционную ЭМГ. В то же время известно, что энергетический спектр случайного процесса полностью определяется спектром отдельных импульсов, образующих случайный процесс.
Интересно также отметить экспериментальные работы, в которых получен частотный спектр при разложении в ряд Фурье последовательности импульсов различной формы. Сенкович и Герстен [275] исследовали влияние основных показателей импульсов (схожих по внешнему виду с двухфазными потенциалами действия) на форму, полосу и расположение максимума частотной характеристики. Авторы показали, что максимальное значение частотной характеристики связано с длительностью потенциала действия следующей зависимостью:
^п.д. = 500/fm »
где /п.д. — длительность потенциала действия (в мсек); fm — максимальное значение частоты (в гц). Так, при наиболее распространенной длительности потенциала действия, равной 8 мсек [141, 270], максимум частотной характеристики должен располагаться на частоте 60 гц. Как следует из работы Годдена [322], наибольшее совпадение с усредненной частотной характеристикой ЭМГ достигается при разложении в ряд Фурье последовательности импульсов, являющихся первой производной кривой нормального распределения (рис. 3). Некоторые вопросы использования гармонического анализа для исследования спектра ЭМГ содержатся также в работе [419].
Таким образом, что касается формы частотной характеристики, расположения и количества максимумов, то имеются известные расхождения у разных авторов, определяемые сложностью частотного анализа случайных процессов, каким является интерференционная ЭМГ. Попытаемся указать причины расхождения в величинах диапазонов амплитудно-частотных спектров ЭМГ, полученных разными авторами.
Во-первых, уже из работы Сенковича и Герстена, использовавших частотный анализ, видно, что максимум характеристики зависит от длительности импульсов.
Во-вторых, частотный анализ дает наибольший эффект при изучении процессов, приближающихся к периодическим. Такие процессы обладают устойчивым во времени линейчатым гармоническим спектром. Нерегулярные, или случайные, процессы типа ^МГ не обладают дискретным спектром, устойчивостью во времени, вследствие чего частотный анализ может быть неэффективным. Кроме этого, построение узкополосовых фильтров для
области низких и инфранизких частот с целью анализа ЭМГ является достаточно сложной технической задачей.
В-третьих, при оценке спектральных характеристик необходимо учитывать разрешающую способность анализатора. Чем меньше затухание резонансного контура, тем больше разрешающая способность резонатора. Так как для анализа ЭМГ применяют достаточно узкие полосовые фильтры, то необходимо учитывать время анализа и динамическую разрешающую способность анализатора. Можно показать, что время установления процесса в резонаторе для заданной полосы пропускания равно [188]:
Ы = 1,46/А/,
а минимальное время анализа всего спектра исследуемого процесса составляет:
_ (0,95-И ,4) (A-f2)
А/2
Таким образом, чем уже полоса фильтра, тем больше требуется времени для анализа.
В исследованиях Райса [432] приведены среднеквадратичные отношения погрешностей в оценке спектра в зависимости от произведения ширины полосы пропускания фильтра и времени анализа (A^-Af) для фильтров, ширина полосы которых Мала, по сравнению со значением средней частоты. Например, если погрешность составляет 10%, то соответственно произведение (A/-Af) должно быть не менее 100. Следовательно, для полосы пропускания фильтра Af = 10 гц время анализа должно быть не менее 10 сек. Используя эти данные, В. П. Гундаров [56] подсчитал величину погрешности, допущенной Фексом и Кракау при определении частотной характеристики ЭМГ. Оказалось, что на низких частотах (40—100 гц) погрешность измерения соответственно составляет 60 и 40%. Избежать возникающих ошибок можно, прибегая к статистическим методам обработки ЭМГ. Для этого целесообразно воспользоваться автокорреляционной функцией, характеризующей статистическую связанность мгновенных значений одного процесса в разные моменты времени. Скорость затухания этой функции будет характеризовать регулярность колебаний, а учетверенное время от начала координат до первого пересечения кривой с осью абсцисс — период центральной частоты в спектре, которая имеет максимум мощности.
На рис. 4 представлена автокорреляционная функция для двуглавой мышцы плеча при умеренном статическом сокращении, полученная Р. С. Персон и Л. Н. Мишиным [141]. Из рассмотрения автокорреляционной функции можно заключить, что она быстро затухает и имеет лишь две волны, из чего следует, что ЭМГ — крайне нерегулярный процесс.
Исследования В. П. Гундарова показали, что чем больше отрицательные и положительные полуволны автокорреляционной
функции, тем больше происходит сгущение спектра мощности к частотам 45—50 гц и увеличивается значение мощности на этих частотах.
Эти данные хорошо согласуются с результатами работы Скотта и его сотрудников (рис. 5), получивших максимум спектра мощности интерференционной ЭМГ на частотах 60—80 гц; мощность сигнала на частотах свыше 300 гц, как видно из рисунка, незначительна [446, 448].
В другой работе [353] также приводятся автокорреляционные функции ЭМГ для трех испытуемых при трех значениях мышечного напряжения. Однако максимум ЭМГ, полученный при пересчете значений этих автокорреляционных функций в спектральные характеристики, лежит в области 250 гц. Объяснение этого факта, по-видимому, связано с тем, что усилитель биопотенциалов имел ограниченную полосу и не пропускал частот ниже 150 гц.
Анализ литературных данных о частотной характеристике ЭМГ позволяет говорить о существенной неоднозначности результатов, касающихся в первую очередь положения максимума. В большинстве исследований этот максимум группируется в диапазоне 70—200 гц. Что касается минимальных составляющих, то практически во всех работах присутствуют частоты 20—30 гц. В тех работах, где были проведены исследования на еще более низких частотах, обнаружены частотные составляющие вплоть до 2—3 гц (см. уже цитированные работы Найтингела, Хейеса и Скотта). Высокочастотные составляющие до 800—1000 гц получены практически всеми исследователями (за исключением данных Скотта), хотя их относительный уровень и различен.
Развитие ЭМГ исследований в последние годы привело к стандартизации используемой усилительной и регистрирующей аппаратуры. Однако в БЭСУ, использующих ЭМГ сигналы, имеется специфика, обусловленная рядом обстоятельств, налагающих
Рис. 5. Спектр мощности ЭМГ (по данным Скотта)Рис. 5. Спектр мощности ЭМГ (по данным Скотта)Рис. 4. Автокорреляционная функция (по данным Персон и Мишина)
Рис. 5. Спектр мощности ЭМГ (по данным Скотта)
Рис. 5. Спектр мощности ЭМГ (по данным Скотта)
дополнительные требования к усилительной аппаратуре и аппаратуре, предназначенной для обработки сигнала. Поскольку интерференционная ЭМГ в ее непосредственном виде не может быть использована для управления, она должна подвергаться обработке. Такая обработка по существу уже имеет место в усилитель- * ном тракте, так как она определяет выбор полосы пропускания. Чем же обусловлен выбор частотной полосы пропускания? Во- ; первых, поскольку БЭСУ в большинстве случаев используются в условиях, когда невозможна экранировка оператора от окру- . жающих помех, то важнейшее требование состоит в устранении влияния этих помех. Во-вторых, необходимо избавиться от шумов ; физиологического происхождения, артефактов, а также шумов аппаратурного происхождения. И, наконец, в-третьих, выбор ; полосы пропускания усилителя обусловлен частотным спектром ЭМГ сигнала.
Таким образом, выбор частотной полосы пропускания усилителя определяется необходимой помехоустойчивостью системы. Компромиссное решение этой проблемы состоит в выборе поло- : сы, при которой потеря мощности сигнала может считаться еще ' незначительной, а отношение сигнал/шум остается достаточно \ высоким.j
Постановка задачи нахождения компромиссной и даже оптимальной полосы пропускания фильтра возможна в силу тЬго, что - спектральные характеристики помехи и артефактов занимают • лишь часть частотного диапазона ЭМГ, кроме того, как показано ■ в работе В. М. Бернштейна [26], лепестковый характер текущего ; спектра ЭМГ отличен от шумового сигнала, имеющего нормальный закон распределения. Однако на выбор полосы пропускания накладываются существенные ограничения, зависящие как от не- стационарности ЭМГ (всплесков, выбросов), так и неискаженно- ’ сти передаваемого сообщения, определяемого динамической , разрешающей способностью фильтра. В этом направлении ведут- , ся исследования с учетом^ указанных выше особенностей ЭхМГ [358], однако на практике используются лишь приемы ограниче- ^ ния частотной полосы ЭМГ на низших и высших частотах. 3
Рассмотрим экспериментальные данные по выбору частотной j полосы усилителей, используемых различными авторами при раз- ; работке биоэлектрических протезов. Для сопоставления имеющих- ‘ ся данных на рис. 3 представлены не только частотные характе- ристики ЭМГ по данным разных авторов, но и показаны полосы | пропускания усилительных устройств, используемых исследовате- ; лями при разработке БЭСУ. Что касается ограничения диапазона ; пропускания на высших частотах, то фактически все исследовате- " ли ограничивают полосу частотами 800—1500 гц. Ограничение по- < лосы пропускания на низших частотах выбирается по-разному, ; хотя практически всегда полоса пропускания усилителя начина- \ ется с частот, превышающих 50 гц, с тем чтобы максимально осла- бить сетевую помеху (50—60 гц) и даже ее первую гармонику j
ЛОО гц). При этом обычно исключают не только эти частоты, но и всю область частот ниже 60 гц. Именно в этой области сильно сказываются частотные составляющие физиологических помех и артефактов, а также шумы входных каскадов усилителей.
р Таким образом, хотя ограничение полосы пропускания на низких частотах до 100 гц приводит к некоторой потере информации, однако эта потеря может считаться допустимой [260, 414]. Согласно мнению Исидори и Николо, для оптимального выделения сигнала следует ограничить полосу усилителя диапазоном 150— 1500 гц [353]. В другой работе показано, что сужение полосы пропускания усилителя от 1000 до 50—75 гц при средней частоте 185 гц увеличивает отношение «сигнал/шум» в 2,5 раза, причем быстродействие системы существенно не уменьшается [26].
Оценивая исследования по выявлению показателей биоэлектрических сигналов (амплитуда, частота), подчеркнем следующую важную особенность. Известна большая трудность использования многих физиологическах параметров в целях управления ввиду их большой индивидуальной вариабельности как в норме, таки патологии. Анализ материалов исследований ЭМГ показывает, что два основных показателя, характеризующих биоэлектрическую активность различных мышц в норме и даже при некоторых формах патологии (усеченные мышцы) — амплитуда и частотный спектр,—достаточно постоянны. Если диапазон изменения амплитуды биопотенциалов у различных мышц несколько меняется и зависит от величины напряжения мышцы, то спектры частотных характеристик различных мышц практически совпадают и не зависят от развиваемых усилий, не превышающих 30—40% от максимальных [359]. Это существенно облегчает (с точки зрения унификации электронных устройств) использование ЭМГ для целей управления, так как лишь в этом случае возможно создание относительно постоянных по параметрам входных устройств и одинаковых способов выделения полезной информации, независимо от того, для каких целей используется биоэлектрическое управление.
Методы измерения ЭМГ. Анализ частотных характеристик показывает, что интерференционная ЭМГ имеет сложный спектр и при определенных условиях (мышечное сокращение постоянно, отсутствие синхронизации) может приближенно считаться статистическим (импульсным) шумом, хотя спектр этого шума не является белым или широкополосным.
Измерение и анализ таких сложных сигналов безусловно налагает известные ограничения на точность показаний тех приборов, которыми обычно пользуются на практике. Поэтому рассмотрим основные способы измерения биоэлектрических сигналов для целей их анализа. Так как речь идет, в первую очередь,
об измерении величин амплитуды биопотенциалов, то для этого используются приборы и цепи, измеряющие пиковые, средние, среднеквадратичные (действующие) и другие значения, а также интегрирующие приборы, позволяющие получать интегральные (суммарные) значения за все время измерения. Максимальные значения Um измеряются с помощью пикового детектора. Для измерения среднего значения можно присоединить к выходу усилителя биопотенциалов выпрямитель (линейный детектор) и измерительный прибор. Показания магнитоэлектрического прибора на выходе выпрямителя будут пропорциональными UCp
Ucp = ^\U^\dt,
где T—t2—tx — время усреднения или интегрирования.
Особое место среди численных методов измерения случайных процессов занимает измерение действующего значения:
Если известна форма кривой сигнала U^, то известны и соотношения между Uср, Um и UA. Так, например, для синусоидального сигнала
ид = UmlV^ и Ucp и^
Однако при произвольной форме кривой [/(/) определенные соотношения между UCp, Um и ид, хотя и существуют, но зачастую могут быть неизвестны. Для характеристики различных —форм колебаний применяют следующие величины:
: 1)- коэффициент амплитуды
Fa — Um/U%;
вероятность превышения мгновенным значением шума ' его "действующего значения. Если время фиксировано, то вероятность пропорциональна проценту времени, в течение которого мгновенное значение превышает действующее значение, причем этот процент-времени усредняется по всем возможным реализациям шумовой функции;
коэффициент формы
^Ф — UA/Ucp*
Для синусоидального напряжения
г Ф1
- ^ш/Л.
Многие электронные измерители уровня сигнала дают показания, близкие к среднему значению измеряемого напряжения на выходе линейного детектора. В общем виде среднее значение непериодического сигнала можно рассчитать по формуле:
ОО
t/cp=jj UmP^dUm ,О
где Uср — среднее значение напряжения; Um — мгновенное значение; Р((/щ) —распределение вероятностей мгновенных значений, выпрямленного напряжения.
Для «нормального» шума среднее значение сигнала связано с действующим значением через коэффициент формы Рф следующим образом:
^Ф = 1,253, или 1,96 дб.
Таким образом, если два измерительных прибора (один, имеющий квадратичную, а второй — линейную характеристику) калиброваны так, что они дают одинаковые показания при синусоидальном напряжении, то для «нормального» шума измеритель среднеквадратичных значений будет давать показания на 1,05 дб больше, чем линейный измерительный прибор [20]. Такая точность в большинстве случаев оказывается совершенно достаточной. Поэтому при измерении биоэлектрических потенциалов можно с определенными допущениями не делать различий между измерителями средних и среднеквадратичных значений.
Следует отметить, что при сравнительной калибровке приборов этих двух типов всегда добиваются того, чтобы они давали одинаковые показания на синусоидальных сигналах. Обычно при анализе биоэлектрических сигналов пользуются измерительными приборами, прокалиброванными на синусоидальном сигнале. Учитывая это, приведем данные по соотношению сигналов на входе и выходе фильтра в зависимости от постоянных разряда и заряда конденсатора фильтра, а также времени анализа исследуемого процесса [135].
Так, для синусоидального сигнала зависимость заряженно- сти конденсатора фильтра r)o= ^вых/^вх в установившемся режиме представлена на рис. 6. Из этих кривых видно, что напряжение на конденсаторе сильно изменяется в зависимости от отношения сопротивления разряда 7?р к сопротивлению заряда R3. Среднее значение напряжения на конденсаторе (0,636 (7т) будет получено при отношении Rp/R3 равном 6 в случае двухтактного вьшрямления.
Измерение биоэлектрических потенциалов предъявляет определенные требования к измерительным приборам с точки зрения их инерционности. Введение инерционности связано с тем, чтобы оператор мог считывать с индикатора показания прибо-
2 Биоэлектрическое управление * QQ
ра. Для этого показания прибора должны задерживаться хотя бы на одну десятую долю секунды на определенном уровне. С другой стороны, индикаторы должны измерять короткие всплески, которые присутствуют в ЭМГ. Приведем простой пример, показывающий, какая возникает ошибка при измерении
индикатором средних значенийиндикатором средних значенийразличных по форме сигналов [52].
индикатором средних значений
индикатором средних значений
Рис. 6. Заряженность конденсатора фильтра в зависимости от соотношения сопротивления Rp/Rs
— двухтактный детектор;
— однотактный детектор
синус — ^rwxni'-'ср. треуг. — л,н/^.есредние значения равны, то— =— = 1,27.этом случае пиковое значение колебания тре- будет в 1,27 раза больше, чем пиковое значе-синус — ^rwxni'-'ср. треуг. — л,н/^.есредние значения равны, то— =— = 1,27.этом случае пиковое значение колебания тре- будет в 1,27 раза больше, чем пиковое значе-Если-по условиюЕсли-по условиюПусть показания такого индикатора для отрезка синусоиды и колебаний треугольной формы равны. Тогда соответственно:
синус — ^rwxni'-'ср. треуг. — л,н/^.е
средние значения равны, то
— =— = 1,27.
этом случае пиковое значение колебания тре- будет в 1,27 раза больше, чем пиковое значе-
синус — ^rwxni'-'ср. треуг. — л,н/^.е
средние значения равны, то
— =— = 1,27.
этом случае пиковое значение колебания тре- будет в 1,27 раза больше, чем пиковое значе-
Если-по условию
Если-по условию
Следовательно, в угольной формы ние отрезка синусоиды. Поэтому для оценки индикаторов вводятся также и временные характеристики. В настоящее время эти характеристики распространены для измерения такого нестационарного сигнала, каким является радиовещательный сигнал.
Представляется наиболее целесообразным использовать основные параметры индикаторов уровня радиовещательных сигналов применительно к измерению электромиографических сигналов. Такими показателями являются:
время интегрирования /и — длительность одиночного сигнала с прямоугольной огибающей, при которой указатель прибора перемещается из начального положения до положения 80% от максимального отклонения при стационарном сигнале того же уровня;
время срабатывания /Ср— время, которое должно пройти после включения сигнала заданного уровня для того, чтобЫ] указатель достиг с требуемой точностью стационарного откло-| нения;J
время возврата /в— время, необходимое для уменьшения показаний прибора на 26 дб (в 20 раз) после выключения сигналов.
Если известны параметры фильтра (сопротивления заряда и разряда, величина емкости конденсатора), то можно определить закон изменения напряжения на конденсаторе [135]. Его удобно выразить через /3— время, в течение которого конденсатор зарядится до определенного значения ц = [/о/[/т. Зависимость /3 от заряженности ц и постоянной заряда конденсатора Тз приводится ниже:
4= — 0,60 0,70 0,80 0,90 0,95
/3/т3 1,87 2,67 4,02 7,08 11,42
При выключении сигнала время возврата /в=3,0 тр, где тР — постоянная разряда конденсатора.
Таким образом, при измерении характеристик случайного процесса в большинстве случаев производится операция сглаживания (усреднения) по времени или по ансамблю реализаций. Практически при усреднении выделяется огибающая случайного процесса, причем в зависимости от параметров фильтра она по-разному отражает исследуемый процесс.
Регистрация огибающей биопотенциалов широко используется при исследованиях двигательных актов, но главным образом она используется как параметр управления в биоэлектрических системах. Однако в исследованиях, ставивших своей целью получение количественной оценки интенсивности биоэлектрических колебаний, была отмечена необходимость более точного и определенного критерия. Применение при записи огибающей сглаживающих фильтров приводит к тому, что некоторые характер; ные особенности ЭМГ выпадают из анализа и, кроме того, выделение огибающей, как было показано выше, зависит от параметров фильтра. Поэтому для количественной оценки нашло применение измерение среднего напряжения биопотенциалов, определяемое как отнесенная ко времени площадь, заключенная между осциллограммой изучаемого явления и ее нулевой линией. Подобная планиметрическая оценка суммарно учитывает как амплитуды отдельных волн, так и время их протекания, в связи с чем она часто рассматривается как мера определения суммарной биоэлектрической активности.
Для автоматизации этих измерений был разработан целый РЯД приборов, которые обычно называют интеграторами.
Пассивные и активные RC интеграторы позволяют производить достаточно точные измерения. Однако эти измерения яв- ляются однократными. Чтобы увеличить время интегрирования, приходится значительно увеличивать постоянную времени, а это ^ожет привести к уменьшению чувствительности устройства [96],
Рис. 7. Принципиальная схема интегратора В. А. КожевниковаРис. 7. Принципиальная схема интегратора В. А. КожевниковаКроме этого, постоянное интегрирование такого бы- строменяющегося процесса, каким является ЭМГ, не дает возможности анализировать отдельные ее участки. Поэтому практическое распространение получили интеграторы, показания которых автоматически реги-. стрируются и сбрасываются. Из них наиболее распро-; страненными являются такие, в которых площадь кри-' в импульсы, в одном случаеКроме этого, постоянное интегрирование такого бы- строменяющегося процесса, каким является ЭМГ, не дает возможности анализировать отдельные ее участки. Поэтому практическое распространение получили интеграторы, показания которых автоматически реги-. стрируются и сбрасываются. Из них наиболее распро-; страненными являются такие, в которых площадь кри-' в импульсы, в одном случаевой биопотенциалов преобразуется амплитуда которых пропорциональна площади кривой, в другом— частоте следования импульсов. Их решения рассматриваются в работе В. А. Кожевникова и Р. М. Мещерского [99].
Рис. 7. Принципиальная схема интегратора В. А. Кожевникова
Рис. 7. Принципиальная схема интегратора В. А. Кожевникова
Кроме этого, постоянное интегрирование такого бы- строменяющегося процесса, каким является ЭМГ, не дает возможности анализировать отдельные ее участки. Поэтому практическое распространение получили интеграторы, показания которых автоматически реги-. стрируются и сбрасываются. Из них наиболее распро-; страненными являются такие, в которых площадь кри-' в импульсы, в одном случае
Кроме этого, постоянное интегрирование такого бы- строменяющегося процесса, каким является ЭМГ, не дает возможности анализировать отдельные ее участки. Поэтому практическое распространение получили интеграторы, показания которых автоматически реги-. стрируются и сбрасываются. Из них наиболее распро-; страненными являются такие, в которых площадь кри-' в импульсы, в одном случае
Интегратор, разработанный Кожевниковым с преобразова- нием площади кривой в частоту следования импульсов, предназначен для измерения суммарной биоэлектрической активности. Рассмотрим принцип действия такого интегратора (рис. 7). Измеряемые биопотенциалы выпрямляются двухполупериодным выпрямителем и поступают на сетку лампы Ль которая является зарядным пентодом, работающим в режиме, обеспечивающем линейную зависимость между анодным током и напряжением на сетке. Начальный ток ее уменьшается до малых величин подачей регулируемого отрицательно смещения на первую сетку (положительного напряжения в цепь катода) с помощью сопротивления R2 и переменного сопротивления Rx. Благодаря выбору Rx большой величины зависимость анодного тока /а от напряжения на управляющей сетке U^ становится более линейной. С помощью этого сопротивления можно также регулировать крутизну этой характеристики.
Стабилотрон Л3 поддерживает постоянный уровень на экранной сетке пентода и на сетке тиратрона Л2. В качестве накопительного элемента счетчика служит конденсатор С, заряжающийся через пентод Л1 при подаче на его управляющую сетку выпрямленного измеряемого сигнала. Таким образом, величина накопившегося на конденсаторе заряда пропорциональна амплитуде и времени действия измеряемого напряжения. При достижении определенного напряжения на обкладках конденсатора тиратрон зажигается и происходит разряд емкости. Чем выше биоэлектрическая активность исследуемого процесса, тем скорее накопится на конденсаторе необходимый для срабатывания тиратрона заряд и тем чаще будут происходить разряды тиратрона, причем каждому разряду соответствует совершенно определенное количество энергии, накопленной конденсатором,
сжигание тиратрона приводит к срабатыванию импульсного электромеханического счетчика Р. Устройство в определенных пределах имеет линейную зависимость между частотой следования импульсов тиратрона и величиной подаваемого на вход напряжения.
Аналогичный интегратор, но рассчитанный для оценки электрической активности мышц, разработан А. Я. Сысиным [183]. Этот интегратор был использован не только для электрофизиологических исследований, а также как формирующее и управляющее устройство в первых макетах биоэлектрических протезов. Результаты работы интеграторов выражаются в единицах, отражающих как напряжение, так и время действия сигнала {в мкв-сек). Эта величина характеризует «электрическую» площадь, заключенную между нулевой линией и кривой биопотенциалов. Отнесенная ко времени измерения, эта величина соответствует среднему напряжению входного сигнала.
СООТНОШЕНИЯ МЕЖДУ ЭЛЕКТРИЧЕСКОЙ АКТИВНОСТЬЮ МЫШЦЫ И РАЗВИВАЕМОЙ ЕЮ СИЛОЙ
Большой круг задач, в решении которых плодотворно используются принципы биоэлектрического управления, сводится к управлению внешними источниками энергии, призванными заменить мышцы как источник силы. Такая замена может оказаться необходимой в двух случаях:
при частичной утрате мышечной силы (парез) или ампутации; 2) для увеличения силовых возможностей человека путем создания так называемого «усилителя мышечной силы».
В том и другом случае естественно стремиться к тому, чтобы исполнительное устройство реагировало на управляющие воздействия (биопотенциалы) таким же образом, как реагирует нормальная мышца на приходящие к ней импульсы возбуждения. Для этого необходимо располагать сведениями о тех зависимостях, которые связывают биоэлектрический и механический эффекты активации нормальной мышцы.
Интерес к соотношению величины ЭМГ и силы (I/P), развиваемой мышцей, возник давно и обусловлен стремлением получить возможность определять по ЭМГ степень участия разных мышц в движении. Подавляющее большинство движений человека и животных — это движения вращательные, и при анализе этих движений мы фактически имеем дело с моментами мьпйеч- вых сил. Развиваемый мышцей момент зависит от силы и плеча €е приложения. Сила мышцы, в свою очередь, определяется следующими факторами: размером мышцы — поперечным сече- Вием, проходящим через все мышечные волокна (физиологиче- ский поперечник мышцы); уровнем возбуждения, длиной мыш- ^Ч скоростью изменения длины.
Зависимости мышечной силы от такого числа переменных за ставляют предположить, что и соотношения между электриче ской активностью мышцы и развиваемой ею силой будут опре делиться большим числом факторов. Современное состояни. разработки этого вопроса еще далеко от завершения. Первые работы в этом направлении дали противоречивые результаты. Так, Дюссе де Баррен [294] в 1908 г., а И. С. Беритов [21 в 1914 г. пришли к выводу, что между изменениями биоэлектри" ческого и механического эффектов сокращения мышцы парал- лезима не существует, так как в ряде случаев (в часгносги. при утомлении) эти два показателя изменяются разнонаправленно. Эти данные, однако, не были подтверждены в более поздней работе Фултона [310], показавшего в 1925—1926 гг., что по мере развития утомления величина биопотенциалов и степень напряжения мышцы прогрессивно уменьшаются.
В 1924 г. Уотс [488], исследовавший соотношение между биопотенциалами портняжной мышцы лягушки и развиваемым; этой мышцей напряжением, показал, что при субмаксимальном, непрямом раздражении эти показатели изменяются параллель-' но. Последующие исследования Розенблюта с сотрудниками'! [437] не подтвердили данных Уотса. Столь резкие расхождения’ данных разных авторов -могут быть поняты из результатов исследований Луфбороу [385]. Он показал, что при прямом раз-; дражении передней большеберцовой мышцы у наркотизированной кошки или при раздражении этой мышцы с нерва изменения биоэлектрического и механического ответа мышцы неоднозначны.; При раздражении двигательной зоны коры между величиной изо-« метрического напряжения этой мышцы и величиной биопотенциа-1 лов устанавливается определенная зависимость. Очевидно, что; детали методики могут оказывать существенное влияние на ре-; зультаты. Так или иначе остается очевидным наличие значительных противоречий в результатах исследований, выполненных на животных.
Несколько более однородны данные, полученные в исследо-; ваниях с людьми. Еще Энтховен [297] в «Гарвеевских чтениях»; высказал положение о наличии параллелизма между электрическими и механическими феноменами мышечного сокращения.' Экспериментальная разработка этого вопроса связана с рабо-; той Гааса [328], Вахгольдера и других [489, 490]. Гаас регистри- < ровал токи действия дельтовидной мышцы в условиях изомет- ' рического напряжения. При этом оказалось, что увеличение на-; пряжения мышцы сопровождается увеличением амплитуды био- ; потенциалов. Сходные данные сообщили Вахгольдер [489, 490], Джекобсон [356], Инман, Саундерс и Аббот [348] в исследованиях мышц плечевого пояса, которые установили зависимость между электрической активностью и развиваемым мышцами напряжением. Эта зависимость, по их данным, нелинейна. В здоровых мышцах прирост величины биоэлектрической активности
отстает от прироста силы. Близкую к линейной зависимость по- пучили Демпстер и Вайнерти [287] при одновременном исследовании пяти сгибателей и пяти разгибателей кисти.
Начиная с 1950 г. этот вопрос подвергается довольно интенсивной разработке. В том же году Байер и Флехтенмахер [240] сообщили, что при изометрическом сокращении существует параллелизм в изменении мышечного усилия и амплитуды ЭМГ. Инман с сотрудниками [349], а затем и Липполд [381] пришли к такому же заключению. Следует заметить, что в цитированных выше работах в качестве показателя величины биоэлектрической активности принимались амплитуды биопотенциалов, а
Рис. 8. Зависимость интегрированной ЭМГ от величины усилия мышцы в изометрическом режиме (данные Липполда).
в работе Липполда — сумма площадей положительных и отрицательных зубцов ЭМГ (интегрированная ЭМГ).
Липполд детально изучил зависимость между силой произвольного изометрического сокращения икроножной мышцы и площадью электромиограммы, отводимой поверхностными электродами. Сила мышцы регистрировалась с помощью динамометра и находилась в пределах от 4,5 до 45 кг. Для различных градаций усилия регистрируемая электромиограмма интегрировалась с помощью планиметра. На рис. 8 приведена полученная Липполдом зависимость между интегрированной электро- миограммой и напряжением мышцы при изометрическом сокращении. Здесь две кривые относятся к двум экспериментам над одним испытуемым. Результаты исследований показывают, что при определенных условиях эксперимента между интегрированной электромиограммой и напряжением существует линейная зависимость. Наибольшие отклонения от линейной зависимости наблюдались при напряжениях, близких к максимальным.
Найтингел [413] получил аналогичную линейную зависимость Для сгибателя и разгибателя предплечья. В. А. Кожевников с соавторами [98], исследовавший зависимость между усилием, развиваемым двуглавой мышцей, и суммарной электрической активностью при удержании рукой груза весом от 2 до 6 кг, со- гнутой в локтевом суставе под углом 90°, также получил линейную зависимость.
В работе В. С. Гурфинкеля [59, 60] сопоставлялась суммар- ная электрическая активность и сила разных мышечных групп: поверхностного сгибателя пальцев руки, межреберных мышц прямых и косых мышц живота и камбаловидной мышцы. Учет величины биоэлектрической активности осуществлялся с помощью специально разработанного электронного интегратора, Во всех исследованиях наблюдалась близкая к линейной зависимость между электрической активностью мышц и величиной развиваемых ими усилий в диапазоне от минимальных нагрузо! до нагрузок, составляющих 0,5—0,6 максимума. В зоне больших нагрузок наблюдалось более или менее значительное отклонение суммарного электрического эффекта от линейной зависимости.
По данным Като и Оказаки [368], зависимость между огиба ющей ЭМГ двуглавой мышцы плеча и ее механическим эффектом при удержании предплечья под прямым углом к плечу линейна не во всем диапазоне нагрузок: в кривой наблюдается «завал» с увеличением нагрузки. Линейный характер зависимо сти ЭМГ и силы был установлен в работах Шерера с соавтора ми [461], Бергстром (247, 248], Ральстон [425], А. С. Витензона [42]. Приведенные данные получены в исследованиях, когда строго соблюдался изометрический режим работы мышцы.
Близкую к линейной зависимость обнаружил Кларк [277 при сопоставлении силы изометрического рефлекторного ответа и ЭМГ у здоровых людей. Янг и Фрейнд [357] определяли эп зависимость в условиях электрической стимуляции локтевого нерва у человека, находящегося в легком барбитуровом нарко^ зе. Регистрировалась ЭМГ с приводящей мышцы большого пальца. Они установили наличие линейной связи исследуемые величин. ?
Гюбель и Бюссе [323] исследовали соотношения площадй ЭМГ и работы при сгибании и разгибании предплечья в локтей вом суставе на ±20° от среднего положения при дозированном изменении момента инерции. Они выявили (при определенных допущениях) существование линейной зависимости между пло? щадью ЭМГ и величиной работы.
Таким образом, из рассмотрения приведенных работ може^ создаться впечатление, что по величине электрической активности мышц можно определять величину развиваемой ими силы» Напомним, что поиски этих соотношений были предприняты главным образом для того, чтобы сделать электромиографиЮ количественным методом в исследованиях мышечной активности. Большое значение они имеют и для решения ряда вопросов биоэлектрического управления. Так, например, если указанная зависимость постоянна у одного и того же человека, одинакова для разных людей, не зависит от положения звеньев тела, то система преобразования биопотенциалов скелетных мышц в уЯ' равляющие команды может иметь одни характеристики. Для
другого случая характеристики преобразователя должны быть выбраны другими.
Отмечая линейную связь между ЭМГ и силой мышцы (I/P), многие авторы в то же время указывают на не очень строгое соблюдение этого соотношения. Постоянное соотношение I/P даже для одной и той же мышцы сохраняется лишь при определенных условиях. Если характеризовать соотношение I/P углом наклона кривой на графике (см. рис. 8), определенном для изометрических условий, то окажется, что этот угол изменяется у одного и того же испытуемого в разных экспериментах, неодинаков у разных испытуемых и не выдерживается постоянно во всем диапазоне действующих сил.
В работах Боттомли [262], Боттомли и сотрудников [260, 413], Цунижа и Симонса [511] было показано, что между электрической активностью двуглавой и трехглавой мышц плеча и развиваемыми этими мышцами усилиями имеется нелинейная зависимость, близкая к квадратичной.
Нелинейная зависимость была также получена в исследованиях А. Н. Бравичева [29]. Из графика, построенного в относительных единицах (рис. 9), следует, что средняя величина биоэлектрической активности (измеренная с помощью электронного интегратора) отклоняется от линейной зависимости тем больше, чем больше прикладываемое усилие1.
Причина таких расхождений, по нашему мнению, состоит в том, что сила мышцы — величина переменная, зависящая не только от уровня возбуждения, но и от ряда других факторов. Хорошо известно, что при одном и том же уровне возбуждения развиваемая мышцей сила зависит от ее наличной длины. По этой причине одной и той же величине силы могут соответствовать разные уровни активности. Подтверждением этого могут служить данные Боттомли и соавторов.
В условиях опытов, когда момент внешних сил оставался постоянным, регистрировалась ЭМГ двуглавой и трехглавой мышц плеча во всем диапазоне угловых положений предплечья относительно плеча. При этом удерживались грузы 0, 2, 4, 6 кг. Приведенные на рис. 10 огибающие ЭМГ для разных грузов не параллельны и особенно отклоняются при малых и больших значениях углов в локтевом суставе. Очевидно, что эти отклонения зависят от изменений длины мышц. В этой связи специальный интерес представляют данные Инмана, Ралстона и соавторов [349], Ралстона [425], полученные путем прямого изме- 1 Объяснение этого факта автор связывает с возрастанием тремора мыШцы. При удержании больших нагрузок значительно возрастает динамическая компонента, связанная с движением руки. Следовательно, возрастает и доля электрической активности за счет увеличивающейся величины тремора. Поэтому к электрической активности мышцы при больших усилиях, связанных с постоянным удержанием груза, добавляется динамическая компонента, увеличивающаяся с ростом нагрузки, что приводит к увеличению амплитуды и, следовательно, площади биопотенциалов.
Усилие, отн едУсилие, отн едРис. 9. Зависимость интегрированной ЭМГ от величины усилия (данные Бра- вичева)^Рис. 9. Зависимость интегрированной ЭМГ от величины усилия (данные Бра- вичева)^
Усилие, отн ед
Усилие, отн ед
Рис. 9. Зависимость интегрированной ЭМГ от величины усилия (данные Бра- вичева)^
Рис. 9. Зависимость интегрированной ЭМГ от величины усилия (данные Бра- вичева)^
Рис. 10. Зависимость электрической активности двуглавой мышцы плеча от угла сгибания предплечья при разной нагрузке
/ — без нагрузки; 2 — 2 кг; 3 — 4 кг; 4 — 6 кг
рения силы мышцы через «мышечный туннель», образованный кинепластически. Сопоставления интегрированной ЭМГ и силы при разной длине мышц показали, что изменения длиньк существенным образом сказываются на характере отношения IIP. Поскольку длина мышцы при ее сокращении изменяется, то на соотношение 1]Р будет влиять еще и то обстоятельство, что при укорочении мышцы ее брюшко перемещается, изменяя положение отводящих электродов, а следовательно, и величину отводимых ими биопотенциалов. Определенные отклонения соотношения 1)Р имеют место в зависимости от величины развиваемых мышцей усилий и длительности действия этих усилий. По мнению Липполда [382], большие усилия, развиваемые мышцей, сопровождаются растяжением сухожилий, т. е. отклонением от изометрического режима. Поэтому, например, для трехглавой мышцы голени коэффициент корреляции 1]Р и силы составляет + 0,93—+ 0,99. Для мышц с более длинными сухожилиями и меньшим сечением линейное отклонение может нарушаться при силах 50—70% от максимальной. Шерер и соавторы [461] показали, что соотношение IIP со временем нарастает.
По данным Эдвардса и Липполда, при утомлении сохраняется линейный характер отношения IIP. а изменяется лишь коэффициент пропорциональности [296]. Изменение в соотношение 1(Р может вносить также неучитываемая активность антагониста. Как показали исследования Боттомли с сотрудниками [260], при увеличении электрической активности сгибателя локтя нарастает активность разгибателя. По их данным, активность антагониста составляет в среднем 10—15% от активности агониста. Из этих данных следует, что при получении соотношений //Р
величина Р— не только внешнее сопротивление, преодолеваемое агонистом, но еще и сопротивление антагониста.
Еще одним фактором, сказывающимся на соотношении IIP, является то, что разные мышцы одного и того же сустава развивают разную по величине силу в зависимости от положения сочленяющихся в суставе звеньев. Так, например, от положения предплечья (пронация или супинация) в локтевом суставе за- * висит, какая из мышц (двуглавая мышца плеча или плечевая) будет обладать наибольшей активностью. Упоминание такого типа имеется в работе [260]. В исследованиях Германа и Брагина [337] было показано, что внутренняя и наружная головки икроножной мышцы активны при одних положениях стопы в голеностопном суставе, в то время как активность камбаловидной мышцы наиболее отчетливо проявляется в другом угловом диапазоне.
Приведенные примеры свидетельствуют о том, что при регистрации ЭМГ одной мышцы при механическом эффекте, развиваемом группой мышц, выявить Истинное соотношение 1]Р затруднительно. Это может служить причиной расхождений результатов, полученных разными авторами.
Для целей управления относительно простыми биоэлектрическими системами и к тому же с ограниченным числом управляющих каналов можно ориентироваться на то обстоятельство, что управляющие мышцы работают в изометрическом или близком к изометрическому режиме. Такое положение имеет место в большинстве используемых в настоящее время биоэлектрических систем.
С развитием систем управления, созданием технических устройств, предназначенных для имитации движений человека, возникнет необходимость использовать биопотенциалы мышц, работающих в изотоническом режиме. Очевидно, что и в этом случае необходимо располагать сведениями о соотношении электрической активности мышцы и развиваемой ею силой.
Известно, что в изотоническом режиме многие параметры мышечного сокращения изменяются в зависимости от величины сопротивления, которое мышца при этом испытывает. Так, например, с увеличением сопротивления возрастает латентное время, уменьшается начальная скорость, а также амплитуда укорочения.
Естественно ожидать, что в изотоническом режиме с увеличением скорости движения, т. е. с увеличением скорости укорочения мышцы ее сила будет падать. Следовательно, при постоянной силе, но переменной скорости переменным также будет отношение IIP. В самом деле, ряд авторов показывают, что при изотоническом режиме отношение 1]Р значительно сложнее, чем в изометрическом режиме.
Определенные зависимости между электромиограммой, напряжением мышцы и скоростью можно предсказать уже на ос-
новании уравнения Хилла [339]. Липполд [381] модифицировал это уравнение следующим образом. Если в уравнение Хилла подставить вместо максимальной величины силы Ро пропорци-- ональную ей величину кА, характеризующую электрическую ак-. тивность мышцы, то уравнение может быть написано так:
где Vo — скорость укорочения мышцы при нулевой нагрузке/ п— константа, равная 0,25.
При P=const и малом отношении VIV» уравнение примет следующий вид:
+ ^(1 + 7)]’(2>а
Как видно из уравнения (2), при низких скоростях укорочения мышцы и при P = const электрическая активность является линейной функцией скорости.
В более общей форме эта зависимость примет форму:
^ + F"I—) +(3)
0 \^ /\ П/J
В экспериментах, проведенных Бигландом и Липполдом < [254], была установлена линейная зависимость между интегри- } рованной электромиограммой и напряжением икроножной - мышцы при различных постоянных скоростях укорочения и ' удлинения ее в диапазоне от 0,1 до 1,0 рад]сек. На рис. 11, Л по- i казаны эти зависимости. Существенным фактором являются ли- ■ нейные зависимости при различных скоростях, однако наклон ' кривой при удлинении мышцы меньше, чем при ее укорочении. Дальнейшие исследования этих авторов предназначались для ^1 определения зависимости между интегрированной электромиограммой и изменением скорости сокращения или удлинения * мышцы при постоянных нагрузках Р, прикладываемых к мыш- це и лежащих в диапазоне 3—75 кг.I
Как следует из рис. 11,5, приведенного в этих исследованиях,, i имеется линейная зависимость только между скоростью укоро- ; чения мышцы и интегрированной электромиограммой при раз- ; личных нагрузках Р. При удлинении же мышцы электрическая . активность оказывается практически не зависящей от скорости.
Позднее Бергстрем [247] показал, что при слабом изотони- ~ ческом сокращении сохраняется определенная зависимость меж- * цу величиной биоэлектрической активности и импульсом силы. :
Бюссе и Гюбель [267] исследовали зависимость между пло- > щадью ЭМГ двуглавой и трехглавой мышц плеча и максималь-
Рис. 11. Зависимость интегрированной ЭМГ
Д — от усилия при двух (/, 2) различных постоянных скоростях укорочения мышцы;
Б — от различных скоростей укорочения (3) и удлинения (4) мышцы
ным значением угловой скорости сгибания в локтевом суставе (при переменных значениях момента инерции). Они установили, что эти показатели связаны квадратичной зависимостью. Таким образом, большинство авторов сходится в том, что в изометрическом и изотоническом режимах мышечного сокращения имеются определенные соотношения между активностью мышцы и ее электромиограммой. Однако эти соотношения подвержены, изменениям, поскольку они определяются влиянием многих переменных. Хотя в большинстве случаев увеличение электрической активности сопровождается увеличением мышечной силы, однако количественное определение по ЭМГ таких механических параметров движения, как действующие силы, скорости, работа,— затруднительно или возможно лишь в строго определенных условиях. Такое положение, вместе с тем, не является ограничивающим для использования электрической активности в качестве сигналов управления в биоэлектрических системах относительно небольшой сложности. Это положение еще больше облегчается при введении в эти системы каналов обратной связи.
Более сложно дело обстоит в случаях построения многофункциональных биоэлектрических систем, предназначенных для одновременного и независимого управления несколькими исполнительными устройствами, хотя бы потому, что не'^всегда характеристики этих исполнительных устройств соответствуют характеристикам мышцы. В этих случаях потребуются, по-види- мому, иные способы преобразования биоэлектрической активности и формирования управляющих команд на основе выделения электромиографических признаков, отличающих данное движение от другого. Учет изометрических и изотонических соотношений 1]Р будет играть и в этих задачах важную роль.
СПОСОБЫ ВЫДЕЛЕНИЯ ИНФОРМАЦИИ ИЗ ЭМГПРИМЕНИТЕЛЬНО К ЦЕЛЯМ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ
Суммарная электрическая активность мышцы, так же как и электрическая активность ее отдельных двигательных единиц, может быть использована для управления лишь после предварительной обработки. В результате такой обработки из ЭМГ должна быть извлечена информация о командах, поступившая к мышце из центральной нервной системы. Известны различные способы обработки ЭМГ, в результате которых можно получить амплитудные и частотные характеристики, данные о средней длительности отдельного колебания и о количестве импульсов, пересекающих изолинию ЭМГ, суммарную площадь ЭМГ, корреляционные характеристики и др.
Мы рассмотрим только те способы обработки ЭМГ, которые могут быть использованы в системах биоэлектрического управления. Заметим, что сами способы обработки ЭМГ в значительной степени определяются задачами управления. В настоящее время наибольшее распространение получили БЭСУ, предназначенные для управления протезами и ортопедическими аппаратами, частично восполняющими утраченные в результате ампутации или заболевания двигательные функции человека. Наряду с задачами восстановления поврежденных двигательных функций возникают задачи другого класса, которые в общем виде состоят не в возмещении утраченных двигательных функций, а.в получении новых двигательных возможностей, которыми не располагает здоровый человек.
Естественно, что оба основных направления в создании ЬЭСУ требуют применения только таких способов обработки ЭМГ с целью выделения командных сигналов, которые, отличаясь оперативностью, позволяют получить необходимые информативные признаки сигнала. Уже простое выпрямление электро- миографического сигнала является элементарным приемом обработки электромиограммы, но еще недостаточным в большинстве случаев для получения требуемого параметра управления, поскольку в сигнале сохранены нерегулярности, которые могут привести к нестабильной работе исполнительного механизма. Для устранения этой нерегулярности используются приемы получения огибающей биопотенциалов (выпрямление и сглаживание фильтрующим элементом). Сглаживание выпрямленных биопотенциалов позволяет получить устойчивый, медленно меняющийся сигнал для управляющей системы. Этот параметр ЭМГ можно считать одним из наиболее информативных, поскольку между интегрированной электромиограммой и механическими характеристиками мышцы имеются определенные и хорошо изученные зависимости. Поэтому для целей биоэлектрического управления в большинстве случаев используются именно эти зависимости, а обработка биопотенциалов ведется в на-
правлении выделения величины, пропорциональной среднему или действующему значению амплитуды биопотенциалов.
Существенным вопросом является выбор времени сглаживании ( интегрирования). Слишком большое время сглаживания приводит к увеличению задержки и ухудшает качество отслеживания команд. Небольшая величина времени сглаживания приведет к ухудшению условий управления, к срабатыванию механизмов в такт с отдельными флюктуациями (выбросами) электромиограммы. Желательно получить общую постоянную времени системы управления, такую, которая была бы близка задержкам, возникающим в естественных системах, г. е. приблизительно равной 0,1 сек. В силу этих особенностей практически все без исключения исследователи, занимающиеся биоуправлением, выбирают постоянную времени сглаживания от 50 до 100 мсек [112, 191, 260, 327, 435, 438, 505]. Однако простое сглаживание с помощью RC цепи не всегда может оказаться эффективным. По мере роста действующего или. среднего значения амплитуды биопотенциалов, соответствующих увеличению мышечного напряжения, возрастает также и величина переменных составляющих, которая будет определяться качеством сглаживания. Иными словами, постоянному мышечному напряжению будет соответствовать огибающая ЭМГ, имеющая определенную долю переменных составляющих. Так, при постоянной времени интегрирования, равной 100 мсек, доля переменных составляющих может достигать 15—20% среднего значения амплитуды, что может оказать существенное влияние на качество управления. Даже постоянные времени сглаживания в 200— 300 мсек не подавляют полностью флюктуации огибающей ЭМГ. Поэтому при разработке биоэлектрических систем и особенно следящих систем, динамику которых стараются приблизить к динамике руки человека, вопросы обработки ЭМГ решаются специальным образом. В качестве примера рассмотрим управление моделью искусственной руки, разработанной в клинике «.Сент-Томас» (Англия) [260].
Пациент может перемещать рукоятку, которая растягивается пружинами вверх и вниз (рис. 12). При ее перемещении вследствие сокращения двуглавой или трехглавой мышцы плеча возникают биопотенциалы, которые поступают в сервопривод искусственной руки. Трудность, связанная с непостоянством ЭМГ, была преодолена следующим образом. Если использовать линейную характеристику следящей системы, соответствующую кривой АВ рис. 13, то из-за флюктуаций в ЭМГ, которые возрастают по мере напряжения мышцы, искусственная рука может получить непроизвольные смещения. Флюктуации ЭМГ можно сгладить интегрирующей цепочкой, однако это приведет к замедлению в ответе искусственной руки при больших перемещениях. Поэтому была введена так называемая зона нечувствительности, показанная на рисунке и ограниченная кривыми CD
и EF. Если изменения в ЭМГ не превышают величины этой зоны, например отрезка HG, то в следущей системе не произойдет никаких изменений. Изменение ширины зоны нечувствительности происходит механическим способом с помощью кулачка и потенциометра (см. рис. 12). При движении искусственной руки потенциометр, расположенный на оси электродвигателя, изменяет пороги диодных ограничителей. Тем самым с увеличени-
Рис. 12. Блок-схема следящей биоэлектрической системы управления
/ — усилители биопотенциалов;
— фазоинвертор;
— операционный усилитель;
— нелинейный фильтр;
— усилитель мощности;
— электродвигатель;
— потенциометр обратной связи;
S —кулачок и потенциометр для изменения зоны нечувствительности нелинейного фильтра;
— протез
ем угла поворота потенциометра увеличивается зона нечувсгви- тельности приблизительно так же, как показано на рис. 13. Ширина этой зоны и ее изменение с ростом напряжения мышцы выбраны на основании физиологических исследований. Исследования показали, что при небольших перемещениях модель искусственной руки хорошо отслеживает движение здоровой руки человека. Позже Боттомли для этих целей предложил чисто электронный регулятор — «autogenic backlash unit» [264], представляющий собой нелинейный фильтр, принципиальная схема которого показана на рис. 14,Л. Выпрямленный сигнал сглаживается цепочкой Rt, Rs, С2 и заряжает емкость Ci через транзистор 71 практически до потенциала, возникающего в точке А. Потенциал в этой точке определяется делителем, состоящим из резисторов Rx, R2, R3. Разряд емкости Ci может осуществляться только через цепь коллектор — эмиттер транзистора 72. Однако до тех пор пока напряжение на емкости Сх более отрицательно, чем потенциал в точке В, разряда емкости не происходит. Если же потенциал в точке В становится по абсолютной величине меньше потенциала емкости, то транзистор Т2 открывается и емкость начинает разряжаться до тех пор, пока не уравняется потенциал емкости С] и точки В. Таким образом, в зависимости от подбора резисторов R2 и Rs можно изменять зону амплитуд флюктуаций, которые не будут выявляться на фоне сглаженной ЭМГ. Рис. 14, Б показывает пример обычного сглаживания ЭМГ с помощью RC фильтра (верхняя кривая) и сглаживания с использованием описанной схемы (нижняя кривая) .
Дбдглайая мышцаДбдглайая мышцаРис. 13. График, поясняющий выбор зоны нечувствительности При выделении огибающей эмгРис. 13. График, поясняющий выбор зоны нечувствительности При выделении огибающей эмгРис. 14. Принципиальная схема нелинейного фильтра (4) и ос- цилограммы (5), отражающие сглаживание ЭМГ обычным RCX фильтром (/) и нелинейным фильтром (2)
Дбдглайая мышца
Дбдглайая мышца
Рис. 13. График, поясняющий выбор зоны нечувствительности При выделении огибающей эмг
Рис. 13. График, поясняющий выбор зоны нечувствительности При выделении огибающей эмг
Помимо выделения величины, пропорциональной среднему значению биоэлектрической активности, применяется способ выделения сигнала, пропорционального среднеквадратичному значению. Для этих целей используются известные в технике цепи и устройства. Другим информативным параметром, который можно было бы использовать для управления, является выделение усредненного значения частоты следования отдельных импульсов интерференционной ЭМГ, которые превышают некоторый заданный порог по амплитуде. Во многих работах исследовалось количество зубцов в суммарной электромиограмме, подсчитывались все переходы потенциала через изолинию и т. п. для использования в качестве показателя физиологического состояния двигательного аппарата.
Еще в 1926 г. Гаас [328] отмечал, что частота ЭМГ с увеличением усилия возрастает скачком, не выявляя при дальнейшем увеличении усилия однозначных изменений. Аналогичный результат получен и другими авторами. Наряду с этим Ялависто с сотрудниками [356а], исследуя, эти соотношения на отводящей мышце указательного пальца, сообщили, что частота импульсов ЭМГ при поверхностном отведении выявляет линейную зависимость от величины усилия. Подтверждение этих данных имеется в работах Бергстрома [248].
В исследованиях В. С. Гурфинкеля было показано, что частота лишь незначительно увеличивается при небольших нагрузках, а затем устанавливается на почти постоянном уровне [60]. Эти данные совпадают с результатами цитированных работ
Гааза, Демстера и Файнерти. Нагрузка руки весом в 0,5— 1 кг приводит сразу к появлению ритма с частотой 130— 150 ими! сек. Дальнейшее увеличение нагрузки ведет к уменьшению частоты. Аналогичные результаты были получены позже в работе Р. С. Персон и В. М. Кушнарева [141].
Таким образом, между средней частотой следования колебаний потенциала ЭМГ и напряжением мышцы не существует достаточно однозначной и линейной зависимости в диапазоне средних нагрузок. Однако, если искусственно выбрать порог,, лежащий выше нулевой линии, и вычислить частоту следования колебаний, пересекающих этот порог, то зависимости окажутся иными. Причем существенным фактором является выбор порога, который определяет степень пропорциональности между частотой и напряжением мышцы. На это положение указывают Хорн и Вариоло, считающие, что при частотном способе выделения информации легче отдифференцировать сигналы ЭМГ от помех и артефактов.
Из работы Исидори и Николо [354] можно аналитически представить усредненное значение частоты следования потенциалов как:
Uf = ^- ^ tv — т)2д(г — tf)dx ,1 t-T i-1
где f(t—т)—весовая функция фильтра, обычно принимаемая' равной 1; б(/)—импульсная функция; it и г — соответственно- моменты времени и число переходов «положительной» производной биоэлектрического сигнала порога S. Приведенная теми же авторами экспериментальная зависимость между частотой следования потенциалов и напряжением мышцы, хотя оказывается нелинейной, однако характер этой нелинейности иной, чем полученный, например, в работе Персон и Кушнарева.
В более поздней работе Э. И. Пламма [144] исследовались те же зависимости между напряжением мышц сгибателей и разгибателей пальцев и средней частотой следования импульсов,, пересекающих уровни сигнала, соответствующие десяти порогам. Пороги выбирались от изолинии до величины, равной максимальному значению амплитуды. Графики зависимости средней частоты от усилия при различных уровнях порога представлены на рис. 15. Из графиков следует, что, по мере удаления порога S от изолинии, зависимость становится более линейной и в области порогов, равных 30—50% от значения максимальных амплитуд, динамический диапазон наибольший, а максимальная частота составляет 75 гц. Если же порог выбран на уровне 0,1 от максимального напряжения, то по данным другой работы максимальная частота выбросов пиков ЭМГ — около 200 гц [145]. Близкие к этим значения получены также Реслером и Беккером [436].
Таким образом, можно подчеркнуть некоторые особенности выделения средней частоты пересечения потенциалов определенного порога, лежащего выше изолинии:
во-первых, такой способ выделения информации представляется в какой-то мерс универсальным, так как может использоваться как при обработке сигналов от отдельных ДЕ, так и при обработке интерференционной ЭМГ;
Рис. 15. Зависимость частоты (f) выбросов ЭМГ от величины развиваемого мышцей усилия (f) при различных уровнях порога
во-вторых, динамический диапазон и помехоустойчивость при таком способе выделения информации не уступают случаю, когда обработка сигнала производится с помощью выделения огибающей амплитуды, и,
в-третьих, техническая реализация этого способа достаточно проста [144].
Наконец, Исидори и Николо [354] предлагают использовать еще один параметр: усредненную величину времени, в течение которого биопотенциалы превышают определенный, наперед установленный порог. Аналитически этот параметр можно выразить следующим образом:
^« = ^ f{t — T)T(t)dt, где т tiT
ito = " + ySing[t/(/) — SJ.
Получить этот параметр можно с помощью устройства, блок- схема которого показана на рис. 16. Сигнал с выхода усилителя биопотенциалов подается на триггер Шмидта, имеющий порог срабатывания S. Импульс триггера поступает на интегрирующую цепочку RC (ключ К в положении /), постоянная времени которой выбрана такой, как и для получения усредненной величины амплитуды сигнала. В этом случае показания прибора про-
Рис. 16. Блок-схема устройства для выделения различных информативных признаков из ЭМГ
— усилитель биопотенциалов;
— триггер Шмидта;
— ждущий мультивибратор;
Кл — переключатель;
ЭМГ:
а — натуральная;
б — преобразованная триггером Шмидта (Ut );
в — огибающая импульсного сигнала Ut;.
г — преобразованная ждущим мультивибратором (t//);
д — огибающая импульсного сигнала Ur
порциональны времени, в течение которого амплитуда биопотенциалов превышает установленный порог. По данным авторов, этот параметр имеет определенные преимущества, по сравнению* с перечисленными выше, так как при его использовании достигается наиболее, линейная зависимость между усилием мышцы и электрической величиной, характеризующей это усилие.
Учитывая, что зависимость между усредненными значениями частоты и производной у(т) аналитически выражается в виде
= —т)|т(т)|^,
которая позволяет экспериментально получить значение Uf с помощью того же прибора, блок-схема дополняется ждущим мультивибратором, запускающимся от триггера Шмидта. Короткий импульс мультивибратора можно рассматривать как производную значения у(т), поэтому показания прибора в данном случае будут пропорциональны частоте выбросов пиков ЭМГ.
И. Пламм и Г. Д. Ройфман [145] получили количественные зависимости между усредненным значением времени превышения пиками ЭМГ различных порогов Ut и степенью напряжения мышцы. Их данные свидетельствуют, что возрастание времени Ut происходит практически линейно с увеличением напряжения,, и при пороге 0,1 от максимального напряжения диапазон изменения этого параметра колеблется от нескольких миллисекунд до 0,3 сек.
Изложение способов выделения информации из ЭМГ было бы неполным, если не рассмотреть еще один вид ЭМГ — био-
электрическую активность отдельных двигательных единиц. При помощи погружных электродов, отводящих активность отдельных двигательных единиц, регистрируются одинаковые по амплитуде потенциалы, частота следования которых определенным образом связана с уровнем активации мотонейронов.
Уже в работе Харрисона и Мортенсена [330] была сделана попытка показать, что человек в состоянии произвольно управлять частотой разряда исследуемой ДЕ. Позднее Басмаджян: [237], И. М. Гельфанд и соавторы [48а] получили сходные данные. Конечно, речь идет не о том, что человек может избирательно активировать один-единственный мотонейрон (соответственно одну-единственную ДЕ). Пользуясь зрительным или слуховым контролем, человек может довольно быстро научиться произвольно активировать некоторое количество ДЕ, среди которых находится и та, за чьей работой он следит с помощью зрительной или слуховой обратной связи.
Частота следования импульсов ДЕ фактически отражает частоту работы мотонейронов. В связи с этим казалось бы удобным использовать для управления электрическую активность отдельных ДЕ, предварительно преобразовав их в прямоугольные импульсы постоянной длительности. Такого рода предложения содержатся в ряде публикаций [237, 429, 469]. Если не рассматривать случаев глубоких переднероговых поражений спинного мозга (полиомиелит), где активность отдельных ДЕ является единственным источником биоэлектрических сигналов, то во всех других случаях преимущества использования активности ДЕ не кажутся такими очевидными.
Следующие соображения, как нам кажется, ограничивают возможности широкого использования активности ДЕ в качестве управляющих сигналов в системах биоэлектрического управления:
достаточно сложна тренировка сознательного управления частотой следования потенциалов одной ДЕ [465];
активность данной ДЕ будет воспроизводимой при повторных движениях только при достаточно стабильном сохранении условий осуществления движения [491];
диапазон изменения частоты следования потенциалов ДЕ при умеренных уровнях активации мышцы довольно ограничен;
имеются данные, что существует определенная последовательность включения ДЕ, зависящая от размеров мотонейронов (ДЕ). При этом большие ДЕ вступают в работу при больших усилиях;
момент включения новой ДЕ является функцией не только развиваемого мышцей усилия, но и скорости развития этого усилия [71];
не имеется данных о том, каким количеством ДЕ человек может управлять произвольно одновременно и независимо.
Таким образом, приведенные здесь различные методы обработки ЭМГ для целей управления показывают, что наибольшее распространение получили методы выделения усредненного значения амплитуды интерференционной ЭМГ. Это объясняется, в первую очередь, тем, что наиболее полно исследованы количественные закономерности между средним значением электрической активности мышц в изометрическом и изотоническом режимах работы. Все это, а также и простота выделения величины сигнала, пропорционального среднему значению ЭМГ, привели к широкому использованию такой обработки сигнала для целей управления. Однако это еще не означает, что система биоэлектрического управления будет оптимальной, например с точки зрения точности и динамики управления.
К сожалению, в настоящее время еще нс сформулированы критерии оптимальности применительно к обработке ЭМГ для биоуправления. Ясно лишь то, что такой критерий должен зависеть от таких параметров, как энергетические характеристики ЭМГ, характеристики исполнительных механизмов, задаваемого отношения сигнал/шум и т. д. Некоторые попытки использовать оптимальный критерий для выделения информации рассматриваются в уже цитированной работе [353].
В связи со сказанным выше целесообразно привести Ьыска- зывание одного из ведущих специалистов в области биоуправ- -лспия канадского профессора Скотта [445] по вопросам, касающимся выбора наиболее «лучшего» метода обработки ЭМГ: «Нам представляется, что не существует веских теоретических методик для выбора наилучшей системы, поэтому этот выбор должен осуществляться экспериментально». И далее: «...очень часто считают, что идеальной характеристикой биоэлектрического сигнала является такая, которая представляет линейную функцию от мышечного напряжения. Правильный выбор будет, пожалуй, таким, когда с помощью этой характеристики человек-оператор сможет достичь наилучших результатов в управлении» (стр. 58).
Если в относительно простых системах управления * задача выделения информации ограничивалась ‘выделением из ЭМГ определенной мышцы того или иного ее параметра (огибающей, частоты и т. д.), то в многоканальных БЭСУ эта задача усложняется. Дело в том, что с увеличением числа каналов управления падает точность задаваемых командных сигналов, возрастает взаимовлияние и вариативность. Поэтому в многоканальных системах необходим еще один этап обработки управляющей информации, назначение которого состоит в выделении из совокупности данных об электрической активности разных мышц таких сочетаний, которые свойственны только этому движению и не встречаются при других. Такой выбор временных, пространственных и амплитудных электромиографических характеристик получил название биоэлектрического образа движения.
Для выделения биоэлектрического образа производится текущая оценка электрической активности всех тех мышц, которые участвуют в данном движении. Электрическая активность мышц преобразуется в цифровую форму и вводится в запоминающее устройство. При этом значение ЭМГ разных мышц (главные и вспомогательные двигатели, стабилизирующие, антагонисты) учитывается с определенными весовыми коэффициентами. В результате формируется «матрица движения», которая сопоставляется с заданной. На основе сличения в дешифраторе вырабатываются управляющие команды.
Таким образом, исследование параметров и характеристик биоэлектрических сигналов, их соотношений с мышечным усилием, выделение информационных признаков из ЭМГ, а также особенности и широкие возможности биоэлектрических систем управления привели к возникновению разнообразных устройств, применяемых в медицине и технике. Поэтому представляется целесообразным последовательно рассмотреть эти системы, выделив основные направления: системы биоэлектрического управления протезами, ортопедическими аппаратами и исследовательскими устройствами; системы биоэлектрического управления с использованием электростимуляции и системы биоэлектрического управления, применяемые в технике.
Глава III
ИСПОЛЬЗОВАНИЕ БИОПОТЕНЦИАЛОВСКЕЛЕТНЫХ МЫШЦ ДЛЯ УПРАВЛЕНИЯ
«В основу управления этим протезом положена идея, никогда до этого не применявшаяся ни в нашем Союзе, ни за рубежом. Это — идея, замечательная по своей глубокой физиологической обоснованности и позволившая реально поставить на службу увечным могучие ресурсы современной электроники».
Н. А. Бернштейн [28].
СИСТЕМЫ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯПРОТЕЗАМИ, ОРТОПЕДИЧЕСКИМИ АППАРАТАМИИ ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИМИ УСТРОЙСТВАМИ
Однофункциональные системы управления. Примечательно, что уже первые попытки использовать биопотенциалы скелетных мышц как командные сигналы касались вопросов управления устройствами лечебного назначения: протезами, аппаратами искусственного дыхания и т. д.
Первое упоминание о возможности использования биопотенциалов скелетных мышц для управления протезом относится к 1948 г., когда появилось сообщение, что в Мюнхене Рейтером был изготовлен макет протеза с биоэлектрической системой управления [426]. К сожалению, это сообщение осталось без внимания -специалистов. Также не имела резонанса и опубликованная в 1952 г. американцами Бергером и Хаппертом статья, в которой были приведены исследования электрической активности некоторых мышц культи плеча и было высказано предположение о том, что эта активность может быть использована для включения и выключения электродвигателей протеза [246]. Их предложение не было реализовано.
В 1954 г. Олдерсен также указал на перспективность использования «нервных импульсов» для управления протезами [231].
Первая реализация биоэлектрического управления протезами, привлекшая к себе внимание, принадлежит Бетти, Найтингелу и Виллису и относится к 1955 г. [238]. Они описали систему управления закрытием клешни рабочего протеза. Биопотенциалы отводились поверхностными электродами от мышц предплечья; место расположения электродов тщательно подбиралось для уменьшения взаимовлияния мышц. Усилитель включал реле, которое, в в свою очередь, включало соленоид, управляющий механизмом закрытия клешни. Для удержания клешни в закрытом состоянии мышца должна быть все время активна. Чтобы уменьшить утомление мышцы и, следовательно, облегчить удержание
закрытой клешни, авторы ввели в устройство зону нечувствительности, исходя из того, что развитие усилия всегда сопровождается; ЭМГ большей амплитуды, чем удержание этого усилия. Благодаря этому, электрическая активность управляющей мышцы при7 удержании клешни в закрытом состоянии может быть меньше активности, необходимой для закрытия. Предложенная система: работала таким образом в ключевом режиме. Авторы считали^ что можно создать систему градуального управления и что для: этого целесообразно использовать пару мышц-антагонистов.
В 1956—1957 гг. группой сотрудников Центрального научно- исследовательского института протезирования и протезостроения: (ЦНИИПП), Института машиноведения АН СССР и Института, прикладной математики АН СССР М. Г. Брейдо, В. С. Гурфинке- лем, А. Е. Кобринским, А. Я. Сысиным, М. Л. Цетлиным и: Я. С. Якобсоном был построен первый действующий макет искусственной руки с -биоэлектрическим управлением [89, 90].
При создании макета ставилась, в первую очередь, задача — проверить возможность применения биопотенциалов для управления уже достаточно сложным устройством. В дальнейшем способ и устройство биоэлектрического управления были опубликованы в ряде работ [31, 32, 91—93]. В разработанной системе ь качестве исполнительного органа (сервопривода) было использовано устройство, управляемое дискретными посылками. Поэтому для управления огибающая биопотенциалов преобразовывалась в дискретные импульсы, частота следования которых в известных, пределах пропорциональна средней величине амплитуды биопотенциалов и, следовательно, развиваемому мышцей усилию. После усиления ‘по амплитуде биопотенциалы детектировались, интегрировались и поступали на вход преобразователя непрерывных сигналов в частотно-импульсные. В качестве интегратора и преобразователя использовался электронный интегратор, описанный в главе II. Усиленные по мощности импульсы подавались на: вход механического устройства. Для управления движением использовались биопотенциалы, отводимые с двух мышц-антагонистов, и, соответственно, два канала усиления и преобразования, информации. Поэтому на вход сервопривода поступали две группы программных сигналов. Сервопривод, реализующий эти программы, представлял собой механический шаговый двигатель, ра- , ботающий в дифференциальном режиме; его устройство во многом. напоминало устройство, используемое для станков с программным управлением [30]. Уже в 1958 г. было разработано и испытано более сложное устройство — биоэлектрический манипулятор с гидроприводом, обеспечивающее плавное непрерывное движение достаточно мощного исполнительного механизма [92,93].
Несколько позднее, в 1959 г., вопросами биоэлектрического управления заинтересовались американские специалисты из Калифорнийского университета — Велтман, Грот и Лайман. В опубли- .
козанном ими отчете «Анализ биоэлектрического управления протезами» [499] описаны предварительные эксперименты, показывающие перспективность такого направления. Однако авторы подчеркивали и некоторые принципиальные трудности: выделение полезного сигнала из всей совокупности биоэлектрических сигналов и создание высокостабильных электронных устройств.
Аналогичные трудности заставили и советских исследователей специально заняться этими проблемами. Поэтому дальнейшие исследования были сосредоточены на способах отведения и обработки биопотенциалов, разработке малогабаритных и помехоустойчивых усилительных устройств, эффективных исполнительных механизмов, а также на ряде физиологических вопросов, возникающих в связи с управлением несколькими движениями с помощью сигналов нескольких мышц. Со временем появилось еще одно направление, связанное с созданием различных устройств обратной связи.
Отведение биопотенциалов мышц представляет собой достаточно сложную задачу. И хотя в электромиографии вообще этот вопрос хорошо исследован и известны различные способы отведения: накожные, имплантируемые и погружные (игольчатые, проволочные и т. п.), способы отведения для биоэлектрического управления должны отвечать дополнительным требованиям L
Существенным является требование изолированного отведения активности данной мышцы. Выбором площади отводящих электродов и величины межэлектродного расстояния можно в некоторой степени повысить их избирательность. При этом, однако, остается такой источник «помех», как электрическая активность мышц-антагонистов. Между тем для многих естественных движений характерна одновременная активация мышц-антагонистов. И хотя электрическая активность мышцы-агониста значительно больше той, которая отводится при возбуждении антагониста, тем не менее последняя служит серьезной помехой для работы системы управления. Если, например, сгибатель управляет сгибанием пальцев искусственной кисти протеза, а разгибатель — ее раскрытием, то в обычной системе управления должна использоваться разность электрической активности этих мышц. Очевидно, для увеличения эффективности управления нужно свести активность антагониста к минимальной. Это удается сделать с помощью специальной тренировки, заключающейся в выработке навыка раздельного возбуждения управляющих мышц. Существенные теоретические и практические результаты в этом направлении получены Я. Л. Славуцким и его сотрудниками [169—177, 179]. Исследование первых макетов и разработка физиологических предпосылок к использованию усеченных мышц культи для биоэлектрического управления позволили приступить уже в
Интересующихся более глубоко состоянием проблемы по использованию различных типов электродов для биоэлектрического управления можно отослать, например, к работе Хербертса [336].
1958 г. к разработке протеза предплечья с одной парой управляемых движений (сгибание — разгибание пальцев искусственной: кисти) [94, 222, 223]. Управляющие сигналы отводятся от мышц, культи предплечья. Большинство этих мышц на культе сохраняется в усеченном виде.
На рис. 17 показана блок-схема системы управления серийно- выпускаемого протеза предплечья конструкции 1963 г. Каждый
Рис. 17. Блок-схема пороговой системы управления протеза предплечья
1 — усилитель биопотенциалов; 3 — усилитель мощности;
2 — интегратор;4 — электродвигатель
канал управляет только одним направлением вращения электродвигателя. Контактная система реле скоммутирована так, что при отсутствии сигналов на входе каждого из каналов усилительного блока двигатель обесточен. Он остается в том же положении и при одновременной подаче сигнала одинаковой величины на оба канала. Срабатывание реле, а следовательно, и включение электродвигателя происходит при подаче на вход одного из каналов- сигналов 30—40 мкв.
В отличие от первых образцов в описанном протезе применена не пропорциональная система управления, а пороговая (система «оп — off»), хотя она не допускает возможности плавного управления движениями, однако позволяет осуществить дробное^ дискретное управление исполнительными механизмами, зависящее от длительности посылок (залпов) управляющего сигнала. Пороговое управление, по-видимому, вряд ли перспективно, но обладает рядом достоинств: простотой конструкции, надежностью и повышенной помехоустойчивостью, по сравнению с пропорциональной системой управления. В конструкции протеза используется специально разработанная искусственная кисть с приводным, устройством, состоящим из двигателя и редуктора и расположенным полностью внутри ладонной части кисти. При схв.ате и раскрытии пальцев одновременно двигаются первый палец и "блок четырех пальцев. Редуктор — самотормозящийся и это обеспечивает фиксацию пальцев при охвате. При захвате пальцы кисти замыкаются в положении щепоти [23]. Отличительной особенностью разработанной кисти является возможность получения эффекта дожатия — увеличение силы схвата, благодаря подаче в. электродвигатель нескольких импульсов тока.
На рис. 18 показан внешний вид усовершенствованного в процессе промышленного изготовления протеза предплечья образца 1966 г. В этом протезе усилители напряжения смонтированы на плате совместное электродами, и усилитель мощности располагается в ротационном кольце кисти. Соединение отдельных узлов осуществляется через расшивочную коробку. За пределами протеза остается только источник питания/
Вслед за разработкой протеза предплечья была начата разработка биоэлектрического протеза плеча. Управление таким протезом связано с некоторыми особенностями. При выполнении естественных движений руки мышцы, управляющие протезом, могут быть вовлечены в работу, следовательно, в них возникнут биопотенциалы, что приведет к срабатыванию протеза помимо воли инвалида. Это обстоятельство обусловливает необходимость очень строгого подхода к выбору управляющих мышц. В результате исследований были выбраны для управления сгибанием и разгибанием гильзы предплечья протеза в локтевом шарнире двуглавая и трехглавая мышцы культи плеча, что соответствует их естественной функции. Раздельная работа этих мышц может осуществляться после непродолжительной тренировки 1171]).
Работы советских специалистов показали возможности создания промышленных образцов протезов, конструктивно простых и достаточно надежных в эксплуатации. В Англии, Канаде и ряде других стран советские биоэлектрические протезы были подвергнуты всестороннему исследованию и получили высокую оценку (321, 392, 462, 463]. Это обстоятельство оказало влияние на внедрение в жизнь и дальнейшее развитие биоэлектрического протезостроения. _
В ряде стран появились опытные и промышленные образцы протезов, которые по своим функциональным возможностям и принципу управления практически не отличаются от советских. Одним из таких протезов является протез Монреальского института реабилитации, в котором использована советская электрическая кисть [112, 463]. Тем же Институтом совместно с Восстановительным центром в Торонто, лабораторией исследования и развития Северной электрической компании в Оттаве разрабатываются протезы с несколькими управляемыми функциями, причем биоэлсктричёское управление охватом — раскрытием кисти сочетается с контактной системой включения и управления ротацией кисти, сгибанием — разгибанием локтевого и плечевого шарниров. Уже испытаны протезы для бездвуруких (рис. 19). Разработан также детский электрический протез для детей с недоразвитыми конечностями [409]. Функциональная оценка этих протезов показала их неоспоримые достоинства.
В Италии, в Ортопедическом институте Вигерсо ди Будрис Шмидлом и Заротти создан биоэлектрический протез предплечья -с одной парой управляемых движений (схват—раскрытие кисти)
[298, 451, 452, 508]. Узел управления также пороговый, электриче- <кая кисть западногерманской фирмы «Отто Бок». В 1967 г. ав- сТрийская фирма «Viennatone— Horgerate» создала промышленный образец биоэлектрического протеза предплечья MYOMOT /АМ2 [217, 509, 510]. В нем применена пороговая система управления, блок управления выносной и совмещен с источником питания, кисть фирмы «Отто Бок».
Если в описанных выше протезах используется система управления, аналогичная советской, и даже заимствованы отдельные узлы, как в канадском биоэлектрическом протезе, то протез Хорна, разработанный в Институте протезирования в городе Верче- ли (Италия), имеет свои принципиальные особенности [191, 343, 345]. Движение пальцев при схвате осуществляется от биопотенциалов, а величина силы схвата регулируется датчиком давления, расположенным, например, на животе инвалида. Раскрытие пальцев осуществляется с помощью следящей системы. В настоящее время имеются лабораторные образцы таких протезов.
В Электротехническом институте Римского университета Иси- дори, Николо, Монтелеоне разработан также протез с пропорциональным биоэлектрическим управлением [350, 352], отличительной особенностью которого является способ выделения полезной информации — средневзвешенного времени превышения биопо-
Рис. 19. Канадский протез плеча-с биоэлектрическим управлениемРис. 19. Канадский протез плеча-с биоэлектрическим управлениемРис. 18. Внешний вид серийного советского биоэлектрического протеза предплечья с пороговым управлением
Рис. 19. Канадский протез плеча
-с биоэлектрическим управлением
Рис. 19. Канадский протез плеча
-с биоэлектрическим управлением
тенциалами наперед заданного порога. Такой метод обработки управляющих сигналов авторы считают целесообразным (см. главу II).
Помимо указанных стран интенсивные работы по однофункциональным системам управления ведутся в ФРГ, ГДР и Японии. Так, в ФРГ создана группа по разработке биоэлектрических протезов [456]. Группа развернула широкие исследования по целому комплексу вопросов: разработке критериев оценки управляемо-} сти протезов [433, 435, 457, 458], разработке систем управления,! конструированию электрических и электрогидравлических при-? водов, созданию детских протезов и др. [458]. Фирма «Отто Бокк в настоящее время серийно выпускает биоэлектрические протезы, которые отличаются высокой надежностью, небольшими раз-5 мерами электронных узлов, полностью встроенных в протез и* частично выполненных на интегральных схемах [408]. В ГДР под1 руководством Шелнака и Готце ведутся работы по использованию на практике советских протезов [450]. В Японии в лаборатории профессора Судзуки Редзи ведутся исследования одноканальной биоэлектрической системы управления. Пока эти работы находятся в стадии лабораторных исследований [182]..
Естественные движения здорового человека характеризуются плавностью, точным дозированием развиваемых усилий, например при схвате хрупких предметов или предметов различного веса. Усилия, скорость перемещения и объем движений человек может изменять в ходе самого движения в соответствии с биомеханической целесообразностью, определяемой предметной задачей движения.
Уже в первых советских макетах биоэлектрических протезов имелась возможность пропорционального управления скоростью движения исполнительных механизмов протеза и дозированием силы схвата пальцами искусственной кисти протеза, благодаря преобразованию биопотенциалов в частотно-импульсные сигналы. В дальнейшем для биоэлектрических протезов был разработан усилитель мощности с пропорциональным управлением (электродвигатели включались в мостовые потенциометрические схемы) [149, 159]. За рубежом мостовые потенциометрические схемы нашли применение в протезах Хорна, Исидори и соавторов, а также в протезах с различными устройствами обратной связи.
Если потенциометрические системы позволяют управлять скоростью свободного перемещения исполнительных механизмов, то управление силой схвата из-за особенностей самотормо- зящихся механизмов происходит не плавно, а рывками. Поэтому трудно осуществлять плавное управление сжатием и особенно разжатием пальцев искусственной кисти [202]. Применение импульсного способа управления позволяет в этих случаях улучшить управление искусственной кистью [154, 202, 204].
Принципиальная схема одного из разработанных в ЦНИИ протезирования и протезостроения усилителей мощности с ча-
Рис. 20. Принципиальная схема усилителя мощности с импульсным управле- , .нием для биоэлектрических протезов
стотно-импульсной модуляцией управляющего сигнала показана на рис. 20. Усиленные по амплитуде биоэлектрические сигналы (управляющие, например, тактом сжатия пальцев кисти) поступают на вход /, детектируются и сглаживаются цепочкой £>ь Z)2, С2, Ri» R2» Rs» после чего сигнал поступает на входной каскад усилителя постоянного тока (ПП1). В нагрузку второго каскада этого усилителя включено реле Р^ При включении этого реле от минимального управляющего сигнала его контакты подключают электродвигатель через транзистор ПП6 к источнику питания. Дальнейшее увеличение амплитуды управляющего сигнала приводит к увеличению падения напряжения на сопротивлении R3. Как только это напряжение станет достаточным для срабатывания управляемого мультивибратора (транзисторы ППЗ—ПП5), он переходит в автоколебательный режим работы. Частота следования импульсов, генерируемых мультивибратором, пропорциональна амплитуде входных сигналов, причем мультивибратор имеет зону нечувствительности к входным сигналам большую, нем зона нечувствительности срабатывания реле. Эти импульсы Управляют работой силового транзистора (ПП6), при открытии которого через электродвигатель будет протекать импульсный ток. В данном случае скорость вращения электродвигателя будет пропорциональна скважности импульсов.
Управление скоростью вращения в противоположном направлении осуществляется при появлении сигнала на входе //. В этом случае срабатывает реле Р^ контакты которого перекоммутируют подключение электродвигателя к источнику питания. Таким об-
разом, в отличие от известных мостовых схем управления, в описанном устройстве коммутация включения электродвигателя осуществляется с помощью реле, а управление скоростью движения— импульсным преобразователем. Такое схемное решение позволяет -уменьшить практически до нуля отрицательный эффект взаимовлияния между управляющими мышцами и, следовательно, повысить помехозащищенность устройства. Если в описанном выше способе управления использовано ЧИМ-преобразо- вание управляющего сигнала, то в разрабатываемом в Харьковском НИИ протезирования, травматологии и ортопедии протезе [51), в усовершенствованном австрийском протезе ММ — ЗР [239, 334], шведском протезе [338, 391] и в экспериментальном протезе ФРГ [458] применено ШИМ-преобразование.
В последнее время в ЦНИИПП’е с успехом разрабатывается более совершенная система со смешанным частотно-широтным преобразованием [154, 208]. Однако импульсные системы управления искусственной кистью, в которой имеется самотормозящийся редуктор, отличаются той особенностью, что изменение величины силы схвата может осуществляться как с помощью изменения скважности импульсов преобразователя, так и от продолжительности импульсных посылок. Таким образом, в пропорциональных системах имеются практически два параметра, влияющих на изменение величины силы схвата. Наши исследования показали, что дозирование времени превышения биоэлектрических сигналов некоторого минимального порога срабатывания системы управления осуществляется с высокой точностью [156]. Это позволило разработать устройство, в котором величина силы схвата регулируется пропорционально не амплитуде биопотенциалов, а времени их превышения некоторого порога. По этому пути пошла также фирма «Отто Бок» при разработке системы «Муо- Ьоск I», в которой величина силы схвата в диапазоне от 1,5 до 14 кг регулируется пропорционально времени действия биопотенциалов [408].
Управлением протезами предплечья и плеча не исчерпываются возможности использования биопотенциалов скелетных мышц в протезировании. Имеется еще одна довольно обширная область применения этого принципа — это протезирование больных с остаточными явлениями полиомиелита и при параличах другого происхождения. Функциональные ортопедические* аппараты при глу* боких парезах и параличах могут быть оснащены источниками внешней энергий и управляться биопотенциалами либо здоровых мышц, находящихся в области поражения, либо парализованных мышц, при сохранении ими хотя бы незначительной биоэлектрической активности. В обоих случаях проблемы биоэлектрического управления аппаратами те же, что и при управлении протезами,— отведение биопотенциалов, усиление по напряжению, преобразование (выделение полезной информации), усиление по мощности и т. д.
Использование здоровых мышц для управления аппаратом ничем не отличается от использования усеченных мышц для управления протезами. Так, в работах Ресвика с сотрудниками из Кей- совского технологического института [429], Тромбли, Прентке и Лонг из госпиталя Хайлэнд-Вью [479], Воринга и соавторов [495, 496] из Ортопедического центра (США) приводятся данные по использованию здоровых мышц для управления аппаратом кисти парализованной руки.
Более сложной задачей, способствующей частичному восстановлению нарушенных функций пораженных мышц, является создание аппаратов, управляемых от паретичных мышц. Особенностью биопотенциалов таких мышц является их форма, имеющая «частокольный вид», причем в зависимости от степени напряжения мышцы меняется в основном частота следования (примерно от 8—10 до 70 имп!сек), амплитуда же потенциалов мало изменяется [39—41]. Следовательно, единственным управляющим параметром является частота следования импульсов.
Пожалуй, первыми работами по биоэлектрическому управлению аппаратом кисти являются работы Геддеса, Мура, Спенсера и Хофа, опубликованные в 1959 г. и в 1962 г. [314, 315]. В этом устройстве биопотенциалы мышц предплечья управляли действием миниатюрного соленоида, клапан которого регулировал подачу газа в пневматический сервопривод, так называемую искусственную мышцу Мак-Киббена. Эта мышца представляет собой резиновую трубку, помещенную в стальную или нейлоновую оболочку. При создании избыточного давления в резиновой трубке она, расширяясь, уменьшается в длине, вызывая перемещение исполнительного механизма L В другом устройстве Монтгомери и Стефенсона [400] для управления кистью также была использована «мышца» Мак-Киббена (рис. 21).-
В Советском Союзе, в ЦНИИ протезирования и протезострое- ния, также успешно разрабатываются биоэлектрические аппараты [76, 143] и разнообразные аппараты для 'активной механотерапии [77]. В последнем случае больной с помощью биопотенциалов управляет электроприводом, который через редуктор создает на траверсе возвратно-поступательное движение, передаваемое на пораженную конечность. Применение в данном случае биоэлектрического управления позволит наделить такие аппараты исключительным качеством — возможностью побуждать и стимулировать остаточную активность функционально ослабленных мышц за счет точного дозирования той «помо-
Интересно отметить, что еще в 40-е годы в работах Сент-Джиордьи и его сотрудников [164], изучавших биофизику и биохимию мышечного сокращения, разрабатывались модели, которые по праву можно называть искусственными мышцами. Среди этих моделей в качестве демонстрационной использовалась пневматическая искусственная мышца, наглядно иллюстрирующая геометрические рассуждения авторов по поводу мышечного сокращения.'
Рис. 21. Аппарат с биоэд трическим управлением j парализованных мышц
/ — мышца Мак-Киббена;i
—электроды;а
?— регулятор низкого давле^ 4— клапаны;
— баллон с газом;f
— аккумулятор;f
— усилитель биопотенциалов!
щи», которую аппарат в данный момент должен оказать больно-' му. Другое устройство этого типа, предназначенное для тренировки пораженной руки ребенка, основано на применении электромеханических игрушек, управляемых биопотенциалами паре- ; тичных мышц [152]. В данном случае путем эмоционального воздействия стимулируется двигательная активность пораженной конечности.
Интересны попытки использовать биоэлектрическое.управление в конструкции протезов нижних конечностей. Первая из них принадлежит советским авторам Я. С. Якобсону с .сотрудниками [224], разработавшим в 1960—1961 гг. рабочий макет протеза бедра с гидравлическим устройством, осуществляющим сгибание— разгибание и фиксацию голени в любом положении.
Проведенные исследования показали, что управление коленным сочленением протеза с помощью биопотенциалов мышц культи бедра принципиально возможно. Инвалид мог при ходьбе без затруднений сгибать и разгибать голень протеза с помощью гидропривода. Была также проверена возможность подъема по лестнице. Оказалось, что подъем на ступеньку высотой до 6 см инвалиду легко преодолеть при наступании на нее протезом, согнутым в колене под углом до 20°.
Второй пример — также протез бедра, но с электроуправляе- мым механизмом коленного сочленения, разработан значительна позже итальянскими исследователями [220]. Устройство предназначено для замыкания коленного шарнира в фазу опоры и работает как от биопотенциалов мышц культи бедра, так и от .микровыключателей, расположенных в пятке и носке искусственной стопы. Принудительное прекращение сгибания протеза в коленном шарнире осуществляется инвалидом с помощью непродолжительного сокращения мышц культи. Короткий импульс -электрической активности приводит к срабатыванию триггера и включению электромагнитной муфты тормоза. Однако включенная муфта не мешает колену свободно разгибаться. Как только колено полностью разогнулось, срабатывают переключатели и муфта выключается. Такое устройство было апробировано на
аЯти больных при ходьбе по ровной поверхности, по лестнице и даже при езде на велосипеде.
Многофункциональные системы управления. Опыт эксплуатации биоэлектрических протезов рук показал неоспоримое преимущество этих протезов по сравнению с обычными протезами с механическими тягами. Однако потенциальные (возможности биоэлектрического управления в протезах рук с одним управляемым движением использованы лишь в незначительной степени. Поэтому дальнейшей задачей является построение функционально более совершенного биоэлектрического протеза. Так, например, введение дополнительно в протезе предплечья управляемой ротации кисти (пронация—супинация) позволяет значительно уменьшить лишние, экономически не оправданные с точки зрения затрат мышечных сил компенсаторные движения надплечья и головы [227].
Рассмотрим различные способы построения биоэлектрических систем для управления несколькими исполнительными механизмами. К ним, в первую очередь, относятся способы одновременного и последовательного управлений. Наиболее просто задача одновременного управления решается путем выбора адекватного соответствия между числом исполнительных механизмов (ИМ) и числом управляющих команд (мышц). Причем, так как исполнительные механизмы, как правило, являются реверсивными, то для управления каждым из них требуется два командных сигнала (две мышцы), обычно являющиеся антагонистами *. В этих системах каждая пара мышц управляет своим ИМ независимо от состояния других мышц и, в свою очередь, не оказывает влияния на работу других ИМ. Системы позволяют управлять всеми движениями одновременно, последовательно или в любых комбинациях. При выборе управляющих протезом мышц исследователи прежде всего руководствуются принципом функциональности— стремлением использовать те мышцы, которые осуществляют аналогичные движения в естественных условиях у здоровых людей. С этой точки зрения, для управления схватом и раскрытием кисти целесообразно использовать поверхностный сгибатель и общий разгибатель пальцев (в случае культи предплечья), а для управления пронацией и супинацией — соответственно пронатор и супинатор или разгибатель кисти [172, 177]. В этих случаях особое значение приобретает тренировка инвалида в раздельном сокращении всех управляющих мышц. Проведенные Я. Л. Славуцким с сотрудниками исследования показали возможность обучения инвалидов как раздельному сокращению четырех мышц предплечья, так и комбинированному их сокращению. Эти исследования явились предпосылками для разра- 1 Несколько ниже будут описаны системы, где для каждого реверсивного движения требуется только одна мышца.
ботки первых образцов биоэлектрических протезов предплечья, обеспечивающих одновременное и независимое управление движением пальцев и ротацией кисти. Исследования мышц плечевого пояса позволили также разработать экспериментальный протез плеча с управляемым охватом—раскрытием кисти и сгибанием— разгибанием предплечья в локтевом шарнире [171]. Однако в ряде случаев приходится прибегать к компромиссным решениям и использовать не одновременное управление несколькими функциями, а последовательное. В этих случаях при одновременной подаче управляющих сигналов осуществляется временная последовательность передачи команд на исполнительные устройства. С физиологической точки зрения такое управление оправдано тем, что число источников управляющих сигналов может оказаться меньше числа исполнительных механизмов. Так, например, для управления протезом плеча с двумя парами дви- 1 жений (схват— раскрытие кисти; сгибание — разгибание в локтевом шарнире или пронация — супинация кисти) найти четыре мышцы несколько сложнее, чем для управления протезом предплечья .
С биомеханической точки зрения имеется целый ряд двигательных актов, которые могут осуществляться последовательно или требуют меньшего числа команд, по сравнению с числом исполнительных механизмов. К ним относятся некоторые движения, например реверсивные движения, для которых командные сигналы могут быть объединены, и т. п. Например, если схват предметов может потребовать независимого управления отдельными пальцами, то раскрытие пальцев кисти будет осуществляться от одной команды и т. д. [226].
С технической точки зрения переход от одновременного управления-к последовательному позволит, упростив схему, существенно уменьшить габариты и вес системы управления, а также повысить надежность ее работы.
Используя различные способы кодирования, можно не только уменьшить число каналов, но и количество источников управляющих сигналов (мышц), не уменьшая числа исполнительных механизмов. Широкие возможности изменения, по желанию оператора, амплитудных и временных параметров биопотенциалов позволяют использовать самые разнообразные методы кодирования. Код коммутации по одному из параметров может быть параметрическим кодом (например, амплитудным, скоростным). В отличие от параметрического кода, где используются одиночные
сигналы, возможны комбинационные коды, представляющие собой комбинации во времени параметрических кодов сигналов одной мышцы (код типа Морзе) или комбинацию параметрических кодов сигналов разных мышц.
Аналогичные работы по созданию протезов с двумя парами движений ведутся в ФРГ [434], Италии [453], Японии [474], Швеции [216, 391] и в некоторых других странах.
Остановимся на некоторых конкретных реализациях систем управления, имеющих различное число источников управляющих сигналов. Широкое распространение получил способ амплитудной селекции управляющего сигнала, позволяющий получить реверсивное управление ИМ от одной мыши(ы [147, 148]. Этот способ управления дает возможность в зависимости от степени мышечного напряжения получить от мышцы два уровня управляющих сигналов, каждый из которых управляет по одному общему каналу соответствующим движением исполнительного механизма (рис. 22, Л).
На рис. 22, Б представлена принципиальная схема усилителя мощности с релейным управлением, использующим принцип амплитудной селекции [148].
Транзисторы Тх—Т3 образуют усилитель постоянного тока. В нагрузке транзисторов Т2 и Т3 включены реле коммутации (Рь Р2) реверса электродвигателя (Де). К подвижным контактам обоих реле (контакт /) подключена обмотка якоря электродвигателя. Контакты 2 обоих реле соединены с минусом источника питания, а контакты 3— с плюсом. При отсутствии входного сигнала контакты 1 и 2 обоих реле нормально замкнуты, и обмотка якоря обесточена.
При появлении сигнала на сглаживающей цепочке (С2, Сз, /?1) в транзисторе Тх начинает протекать ток, при этом падение напряжения на резисторе Д2 приводит к открыванию транзистора Т2 и срабатыванию реле Рх, контакт которого включает электродвигатель. При дальнейшем увеличении амплитуды сигнала происходит открытие транзистора Т3, срабатывает реле Ра, контакты которого скоммутированы так, что при этом обесточивается обмотка реле Рх и его контакт / возвращается в первоначальное состояние. В результате транзистор Т2 и реле Рх обесточиваются, а через электродвигатель будет протекать ток, но уже в противоположном направлении. Подача сигналов управления, уровень которых лежит во второй зоне, всегда связана с необходимостью быстрого прохождения первой зоны, та К'как при медленном увеличении амплитуды сигнала произойдет сначала срабатывание механизма в одном направлении, а затем в противоположном. Чтобы избежать этого, необходимо несколько увеличить время срабатывания системы.
Цепочка Р4—С4 введена в схему именно для увеличения времени задержки начала срабатывания реле Рх, что предотвращает возможность срабатывания системы при подаче или сбро-
Рис. 22. Блок-схема (Л), принципиальная схема (5) и осциллограммы (В)Рис. 22. Блок-схема (Л), принципиальная схема (5) и осциллограммы (В)поясняющие принцип управления с амплитудной селекциейпоясняющие принцип управления с амплитудной селекциейсигналасигнала— усилитель биопотенциалов;— интегратор;— дискриминатор уровня сигнала;— усилители мощности;— реле;— усилитель биопотенциалов;— интегратор;— дискриминатор уровня сигнала;— усилители мощности;— реле;— электродвигатель;а — механограмма раскрытия кисти; б — механограмма закрытия кисти; в-ЭМГ— электродвигатель;а — механограмма раскрытия кисти; б — механограмма закрытия кисти; в-ЭМГ
Рис. 22. Блок-схема (Л), принципиальная схема (5) и осциллограммы (В)
Рис. 22. Блок-схема (Л), принципиальная схема (5) и осциллограммы (В)
поясняющие принцип управления с амплитудной селекцией
поясняющие принцип управления с амплитудной селекцией
сигнала
сигнала
— усилитель биопотенциалов;
— интегратор;
— дискриминатор уровня сигнала;
— усилители мощности;
— реле;
— усилитель биопотенциалов;
— интегратор;
— дискриминатор уровня сигнала;
— усилители мощности;
— реле;
— электродвигатель;
а — механограмма раскрытия кисти; б — механограмма закрытия кисти; в-ЭМГ
— электродвигатель;
а — механограмма раскрытия кисти; б — механограмма закрытия кисти; в-ЭМГ
се сигнала большой амплитуды. Таким образом, система имее два порога срабатывания: при первом пороге (25—50 мкз. срабатывает реле Рь при втором (выше 55 мкз)—реле Р^. Осцил лограммы, поясняющие принцип управления с амплитудной се лекцией, приведенные в исследованиях Я. Л. Славуцкого с сот рудниками [176], показаны на рис. 22, В.
В настоящее время управление с амплитудной селекцие! используется в макетах советских многофункциональных про тезов [155], в Канаде профессором Скоттом [445, 447] и в СШ/ при создании протезов и ортопедических аппаратов [331, 479 496]. Пока нашел распространение релейный принцип управле ния, однако уже имеются разработанные Е. П. Поляной экспе риментальные системы, в которых осуществляется пропорцио
нальное непрерывное или импульсное управление [147, 157]. К недостаткам описанных систем можно отнести главным образом сужение динамического диапазона управляющих сигналов.
Помимо амплитудного кода для переключения и реверса электродвигателя возможно использовать скоростной код, подачу в переключатель всплеска большой активности, а также сочетание амплитудного и скоростного кода и другие комбинации [157, 226, 497].
Использование в качестве источника сигналов не одной мышцы, а как минимум двух, существенно и главное качественно может изменить управление. В этих случаях расширяются возможности применения различных принципов коммутации: параметрических кодов, кодов, использующих сочетание команд, и т. д. Появляется возможность одновременного управления несколькими исполнительными механизмами при общем количестве источников сигналов, вдвое меньших общего числа реверсивных механизмов.
Рассмотрим нашедший применение способ последовательного управления двумя исполнительными механизмами с помощью логического переключающего устройства (ЛУ), позволяющего инвалиду произвольно, путем определенной комбинации биоэлектрических сигналов подключать тот или иной исполнительный механизм протеза к системе управления. Некоторые из названных устройств, разработанных Е. П. Поляной, использованы в биоэлектрических протезах предплечья и плеча с двумя управляемыми парами движений (схват— раскрытие пальцев, пронация— супинация кисти) [46, 146, 147, 150, 151].
При одновременной посылке сигналов с двух мышц-антагонистов ЛУ (рис. 23, Л) переключает усилительные каналы с одного исполнительного механизма на другой. В первоначальное положение система может возвратиться автоматически, спустя некоторое время после выдержки и с помощью той же комбинации коммутирующих сигналов. Таким образом, оператор (инвалид) управляет работой исполнительного механизма и может также посылать коммутирующие сигналы для подготовки системы управления к выполнению последующей функции. В зависимости от того, какая функция протеза является основной, используется переключающее устройство либо с одним, либо с двумя устойчивыми состояниями. Например, когда две функции протеза равнозначны, используется переключающее устройство с двумя устойчивыми состояниями [175].
Принципиальная схема двухканальной системы управления с ЛУ, имеющим два устойчивых состояния, показана на рис. 23, Б. Система состоит из: двухканального усилителя биопотенциалов (транзисторы Т1—Гз); блока детектирования и сглаживания (диоды D2, D3, емкость С6 и резистор /?8); двухканального усилителя мощности (транзисторы Т^, J's). В нагрузку
оконечного каскада усилителя мощности включены реле Ру, которые осуществляют включение электродвигателей и их реверс.
Как видно из рассмотрения схемы, эта часть устройства представляет собой обычную двухканальную систему управления с релейным управлением. Логическое устройство состоит из цепочки, играющей роль амплитудного дискриминатора, триггера с двумя устойчивыми состояниями (транзисторы Те, Т^ и усилителя (транзистор Те), в нагрузку которого включено реле Р2 коммутации электродвигателей.
При одновременной посылке кратковременных сигналов с управляющих мышц срабатывают реле Pi, тем самым электродвигатель продолжает оставаться в обесточенном состоянии, а триггер переходит в другое устойчивое состояние. Вследствие этого открывается транзистор Т8 и срабатывает реле Р% контакты которого подключают к системе управления второй электродвигатель. В первоначальное состояние система возвращается лишь при вторичной посылке коммутирующего сигнала.
Для управления протезом предплечья были выбраны мышцы— один из сгибателей и один из разгибателей кисти или пальцев, а для протеза плеча — двуглавая мышца и одна из головок трехглавой мышцы. Специально разработанный метод тренировки позволил научить инвалидов достаточно быстро сокращать как одновременно, так и раздельно антагонистические пары мышц [175].
На рис. 23, В показаны осциллограммы, иллюстрирующие работу описанной системы управления, из которых видно, что ЭМГ в данном случае сгибателей кисти управляет сжатием пальцев кисти или пронацией, а ЭМГ разгибателей — разжатием кисти или супинацией. Переключение как со схвата и раскрытия кисти на пронацию и супинацию, так и обратно осуществляется инвалидом произвольно одновременной посылкой сигналов с обеих управляющих мышц. Быстродействие — время переключения с одного вида движения на другое — определяется возможностью подачи инвалидом коммутирующих и управляющих сигналов и практически не превышает 1 сек.
Конструктивно протез с двумя управляемыми движениями выполнен так, что электронные блоки протеза размещены внутри гильзы, усилители биопотенциалов совмещены с токосъемниками, усилитель мощности с логическим устройством и приводом ротации кисти представляет единый узел, располагаемый в дистальной части гильзы протеза [87].
Другим из возможных путей последовательного управления является метод сочетания (комбинаций) нескольких независимых сигналов. В этом случае функции коммутации и управления объединены. В зависимости от сочетания биопотенциалов, возникающих в данный момент времени от напряжения тех или иных мышц, срабатывает соответствующий исполнительный механизм [157, 347, 434].
Рис. 23. Блок-схема (А), принципиальная схема (Б) и осциллограммы (В), поясняющие принцип работы логического устройства для последовательного управления двумя функциями биоэлектрического протеза
0-
а — механограмма б — механограмма г — механограмма з — механограмма
Положение"пальцей (а)
Положениекисти (б)
— усилители биопотенциалов;
— интеграторы;
— усилитель мощности;
— реле;
— электродвигатель;
— триггер;
7 — реле:
раскрытия кисти; закрытия кисти; супинации кисти; пронации кисти;
д — ЭМГ разгибателей кисти; в — ЭМГ сгибателей кисти;
ж — переключение
/Г блокупитания0"
К токо-съемникам
К то косъемникам
Группой советских специали- - стов предложена схема релейного переключающего устройства, позволяющая посредством сочетания биоэлектрических команд, • отводимых от четырех мышц, включать 15 исполнительных механизмов [225, 226]. Чтобы привести в действие нужный исполнительный механизм, оператор посылает в дешифратор комбинации биопотенциалов одной или нескольких мышц в соответствии
с определенным кодом.
Рис. 24. Стенд для тренировкиВозможны и другие способы
4уменьшения числа сигналов, не
обходимых для управления несколькими механизмами. В частности, могут быть применены дешифраторы амплитуд и скоростей сигналов, коммутаторы очередности и т.д. Применение логических переключающих устройств разной сложности, хотя и решает задачу управления большим числом исполнительных устройств при ограниченно^ числе источников управления, однако решает ее только в этом отношении. При этом другие показатели качества управления оказываются не очень хорошими. Поскольку такие системы являются фактически системами последовательного управления, то очевидно, что выполнение сколько-нибудь сложного движения таким способом будет сопряжено со значительными потерями времени, движение расчленяется на последовательные элементы и будет напоминать движения робота.
Проблема независимого и одновременного управления несколькими исполнительными устройствами относительно просто решается параллельным кодированием, при котором каждая управляемая функция протеза будет однозначно определяться соответствующим сигналом. Однако можно полагать, что число мышц, которые человек-оператор может активировать произвольно и независимо, все же существенно ограничено. Это число будет определяться анатомической локализацией, функциональными связями и состоянием тренированности.
Экспериментальные данные по этому вопросу мы находим в работах Грот, Лайман и Велтман [327, 500, 501], выполненных а биотехнологической лаборатории Калифорнийского университета. Их исследования должны были выявить возможность оператора произвольно сокращать выбранную мышцу или одновременно несколько мышц. При этом постоянно вычислялось отношение сигнал/шум сокращающейся мышцы относительно других мышц.
Экспериментальная установка (рис. 24) состояла из силуэта, напоминающего по форме человеческое тело, на котором были
расположены лампочки в местах, соответствующих исследуемым мышцам. Эти лампочки зажигались, .когда амплитуда ЭМГ превышала произвольно установленный порог. Таким образом, испытуемый мог визуально контролировать по зажиганию лампочек степень сокращения той или иной мышцы.
В табл. 1 в качестве примера приведены результаты исследования одного испытуемого [327]. При рассмотрении этой таблицы видно, что надежность изолированного напряжения данной мышцы сильно уменьшается с увеличением числа активируемых мышц. Видно также, что существуют надежные и менее надежные сочетания мышц. Обычно наиболее надежны сочетания двух мышц. По мнению Лонг и Тромбли [384], использование трех мышц — верхний предел.
Многолетние испытания, проведенные в лаборатории физиологии движений ЦНИИПП под руководством Я. Л. Славуцкого, показали, что с помощью специальной тренировки, осуществляемой под контролем зрительной обратной связи, можно перестроить естественную координацию двигательного акта. При этом выбранные для биоэлектрического управления мышцы будут принимать минимальное участие в движениях руки при управле-
Таблица 1
Вероятность удачного изолированного напряжения мышцы как, функция числа активируемых мышц
Группа мышц
ПТр
пте
ПП]
ЛП
Правая плечевая трехглавая (ПТр) Т&^
0,99
Правая большая*круглая (тересНПТ*Г
0,95
Правая большая грудная (ПП)
0,95
Левая большая грудная (ЛП)
0,99 ,
ПТр. ПТе
0,35
0,95
ПТР, ПП
0,99
0,95
ПТР, ЛП
0,99
0,99
пте, ПП
0,44
0,02
пте, ЛП
0,95
0,99
ПП, ЛП
0,88
0,50
ПТр, пте, ПП
0,35
0,44
0,02
ПТр, ПТе, ЛП
0,35
0,95
0^9
ПТр, ПП, ЛП
0,99
0,80
0,50
Пте, ПП, ЛП
0,44
0,02
0,50
Птр, ПТе, ПП, ЛП
0,35
0,44
0,02
0,50
нии протезом. С помощью такой методики удалось выработать? у инвалидов навыки биоэлектрического управления пороговой? системой для двух и даже для трех пар движений макета протек за соответственно от четырех и шести мышц культи предплечья, причем движения могли осуществляться в различных сочетаниях как раздельно, так и одновременно [173, 177]. Однако по-; лучить устойчивый навык раздельного сокращения четырех; мышц культи плеча оказалось значительно труднее [177, 179]. В другой работе при использовании двуглавой, трехглавой мышц) плеча, правой и левой трапециевидной мышц для управления! макетом протеза плеча, имеющего движения в локтевом шарни-1 ре и движение пальцев кисти, было получено, что комбиниро- 2 ванные движения, хотя и вырабатываются, но после продолжи- ? тельной тренировки [171].
В Нью-Бруклинском университете (Канада) также были| проведены исследования независимой и произвольной активации? мышц руки. Первые эксперименты проводились на четырех ? мышцах плеча и груди (двуглавая мышца, дельтовидная, пекто- ралис и трапециевидная). Испытывалась система «оп— off», электроды в виде тонких проволочек вкалывались в мышцы. Почти все испытуемые смогли произвольно выполнить любую комбинацию сокращения из четырех мышц, причем время тренировки было небольшим [445]. Во второй серии экспериментов исследовалось пропорциональное управление от двух мышц — двуглавой и трехглавой мышц плеча. Задачей управления являлось поддержание пятна в центре экрана осциллографа. Испытуемые успешно справились и с этой задачей [449]. Наконец, в третьей серии экспериментов была сделана попытка независимого управления от шести мышц (портняжная, внутренняя косая мышца живота, напрягающая широкую фасцию, полусухо- жильная, прямая и двуглавая мышцы бедра). В этом случае, по мнению авторов, результаты были малоудовлетворительными даже после некоторого периода тренировки [291].
В работах Дьюринга с сотрудниками [295] было показано, что возможно отводить изолированные сигналы от четырех мышц культи предплечья, если предварительно установить дискриминаторы уровня, но в случае пропорционального дозирования биопотенциалов даже от двух мышц точность резко снижается, а время выполнения действия увеличивается и в лучшем случае составляет 4 сек.
Продолжая эти исследования, Джермане и соавторы [319] показали, что при изолированном отведении сигналов от мышц двух сгибателей и двух разгибателей второго, четвертого и пятого пальцев возможно получить изолированное сокращение, однако активность и взаимовлияние существенно изменяются, когда предплечье из нейтрального положения поворачивается на 90° в сторону пронации или супинации.
В работе Радонжик и Лонг [424] приведен ряд соображений о сложности клинического использования многоканальных систем биоэлектрического управления. Главное из них сводится к тому, что человек не в состоянии осуществить одновременного управления по нескольким каналам даже после длительной тренировки.
Протезы и манипуляторы имеют пока гораздо меньше возможностей, чем движения руки, которые они призваны имитировать. Если для протезов такое положение сегодня обусловлено, в первую очередь, трудностями технического порядка (сервопривод, питание), то в манипуляторах, где нет таких жестких ограничений на вес, габариты, энергоемкость, косметичность, лимитирующими являются возможности самих систем управления.
Создание БЭСУ, обладающих такими характеристиками подвижности, которые могли бы с большой полнотой копировать натуральные движения человека,— задача большой сложности. Это следует уже из особенностей строения опорно-двигательного аппарата, отличающегося обилием механических степеней свободы и поэтому необходимостью одновременного и независимого управления большим числом переменных. Действительно, даже в относительно простых движениях человека участвует большое число мышц. Приведем два примера. Первый из них — рабочие движения человека при распиловке какого-либо предмета. В этих движениях, помимо мускулатуры рук, обеспечивающей необходимое направление инструмента и необходимое усилие, участвует также мускулатура туловища и нижних конечностей [68]. При этом существенно то, что наряду с управлением несколькими мышцами верхних конечностей и плечевого пояса необходимо обеспечить управление многими десятками мышц туловища и нижних конечностей. Важно также и то, что управление этими мышцами, деятельность которых внешне не проявляется, осуществляется с большей точностью, чем мышцами непосредственно участвующими в перемещении инструмента. Второй пример, подробно описанный в [49], состоит в том, что стоящему человеку предлагают по команде быстро поднять руку. В этом опыте можно было видеть, что активность мускулатуры ног и туловища возникает раньше, чем активность в мышцах, поднимающих руку. Упреждающая активность мускулатуры ног предупреждает смещение корпуса и обеспечивает точность движения.
Приведенными примерами мы хотели лишь проиллюстрировать положение, согласно которому в естественных двигательных актах человека одновременно участвует большое число мышц, превращающих многозвенную систему двигательного аппарата в управляемые кинематические цепи.
Другое положение состоит в том, что для управления таким аппаратом ЦНС должна использовать нетривиальные способы согласования работы мышц, поскольку хорошо известно, что человек произвольно может контролировать всего два-три одно-
временно выполняемых действия. Укажем в качестве примера на известный каждому с детства факт невозможности осуществлять в быстром темпе движения руками в разных плоскостях или с разными скоростями.
Для построения многофункциональных систем БЭСУ существенно знать те принципы, которые реализуются в центральной нервной системе при управлении движениями. В настоящее время мы еще далеки от понимания этих принципов. Известно, что важнейшую роль в формировании двигательных навыков играет обучение. В результате обучения закрепляются относительно фиксированные двигательные синергии, включающие большой набор мышц, наступает автоматизация двигательных навыков. Благодаря автоматизации движений, ЦНС осуществляет одновременное и независимое управление большим числом степеней свободы; произвольное же управление ограничено возможностью осуществления двух-трех независимых действий. Поэтому кажется очевидным, что в случаях, когда речь идет об управлении техническими системами с большим числом переменных, целесообразно использовать уже имеющиеся в ЦНС человека программы «обученных» движений — двигательный автоматизм, посредством которого можно реализовать управление техническими устройствами, приближающимися по сложности своей структуры к структуре опорно-двигательного аппарата человека. Необходимо подчеркнуть, что управление автоматизированными движениями осуществляется без специального привлечения внимания и поэтому оставляет возможности для одновременного осуществления других действий.
Итак, для управления техническими устройствами достаточно большой сложности целесообразно попытаться использовать такую универсальную управляющую систему, какой является ЦНС, и, в частности, вырабатываемые ею программы управления двигательными действиями.
Наиболее вероятным путем реализации такого подхода является путь, обеспечивающий восприятие выработанных в ЦНС двигательных программ и их использование в целях управления. Таким путем является биоэлектрическое управление. В этом случае используется система команд, приходящих к мышцам и реализующихся в них в виде возбуждения. Дальнейшие задачи представляются уже относительно простыми: во-первых, обеспечить съем этих двигательных программ и, во-вторых, обработку, в результате которой они были бы превращены в последовательность исполнительных команд.
Построение БЭСУ многофункционального назначения, реализующее управление по типу «биоэлектрического образа», представляется перспективным направлением развития биотехнических систем. Однако на пути его практического осуществления имеется немало трудностей. Именно в силу того, что этот способ кажется перспективным, представляется целесообразным сейчас
остановиться на разборе трудностей, преодоление которых — необходимый этап реализации управления по типу «биоэлектрического образа».
Известно, что в движениях человека и животных, наряду с силами мышечного происхождения, участвуют инерционные и- реактивные силы [27]. Естественно, ЭМГ отражает лишь мышечный компонент движения, поэтому электромиографическая картина не может дать полной характеристики самих движений.
Электромиографическая картина не может полностью соответствовать движению еще и потому, что ЭМГ не удается отвести от всех без исключения мышц, принимающих участие в движении. Это, в первую очередь, касается глубоко расположенных мышц.
ЭМГ данной мышцы в одном отведении может не всегда быть полностью представительной и однозначно отражать участие мышцы в движении. Напомним здесь (см. главу II), что отношения 1)Р в изотоническом режиме при положительной и отрицательной скоростях изменения длины мышцы различаются. По этой причине, а также в силу условий,, отмеченных в пункте 1, разным характеристикам движения может . соответствовать одинаковая по величине ЭМГ.
Известно, что даже стереотипно выполняемое движение характеризуется некоторой вариативностью конечного результата. В большей степени изменчивы движения промежуточных звеньев. Это положение отчетливо отражается и в ЭМГ — картине движения, которая варьирует от цикла к циклу по разным параметрам: амплитуде биопотенциалов, временной последовательности включения и выключения мышц и т. д.
Некоторые трудности могут быть связаны еще и с явлением иррадиации возбуждения, т. е. с тем, что при произвольном напряжении необходимых для движения мышц активизируются мышцы, непосредственно не принимающие участия в движении.
В работах многих авторов подробно исследована электрическая активность одноименных мышц противоположной стороны при произвольном их напряжении; установлено, что эти влияния по интенсивности не симметричны (более выражено влияние на правую сторону) и усиливаются при утомлении. Существенно, что величина активности, обусловленная иррадиацией, имеет место при значительных напряжениях основной мышцы.
К числу явлений типа иррадиации можно отнести также активацию антагониста при работе агониста. Не обсуждая того, является ли участие антагониста иррадиацией или явлением координационным, существенно и в этом случае, что активность антагониста не превышает обычно 10—15% от активности агониста.
Движения одного и того же типа могут характеризоваться отличающимися картинами ЭМГ при разных величинах развиваемых усилий [68, 168, 318]. Правда, для определенного диапазона нагрузок это обстоятельство может быть учтено.
Перечисленные трудности являются препятствием для создания таких систем, где ЭМГ многих мышц могли бы быть непосредственно использованы для управления сложной исполнительной системой. Тем не менее попытки выделения «биоэлектрического образа» движения предпринимаются и дают обнадеживающие результаты. Так, например, в работе [473] сообщается о системе управления движениями аппарата, поддерживающего руку в период действия перегрузок. В основу этой работы положены результаты приведенных выше исследований биотехнологической лаборатории Калифорнийского университета.
Работы, связанные с выделением «биоэлектрического образа» для управления движениями протеза,, ведутся также в лаборатории биотехники фирмы Филко [189, 303—305]. Используя вычислительную машину, сотрудники этой фирмы показали, что из множества биоэлектрических сигналов могут быть выделены те, которые несут лишь полезную информацию о специфических движениях. Эти выделенные сигналы могут быть использованы для управления искусственными конечностями. Так было выделено условно два движения руки: движение «А», включающее в себя поднимание руки вверх на угол 90°, и движение «Б», включающее в себя все остальные движения. С.этой целью с шести мышц плеча и туловища (передней и средней головки дельтовидной мышцы, верхней и средней трапециевидной, надостной и передней зубчатой) снимались биопотенциалы.
Программы, по которым классифицировались образы, разделялись на основе некоторого «оптимального» вероятного отношения частного биоэлектрического образа «А» к образу «Б». Если это отношение было больше единицы, то данный образ относился к классу «А», если меньше единицы — к классу «Б». Испытания показали 100%-ное разделение классов движений. Однако это опознание было произведено на основе обработки биоэлектрических сигналов, возникающих в течение всего времени движения руки. В реальных же условиях при использовании биоэлектрических сигналов, управляющих протезами, необходимо получить разделение между классами движений при обработке ЭМГ только в начальный интервал времени.
Используя принцип «биоэлектрического образа», исследователи построили макет протеза, позволяющий управлять движением в локтевом шарнире и вращательными движениями запястья [214, 427]. Дальнейшие исследования привели к разработке экспериментального протеза с четырьмя управляемыми функциями: ротацией плеча, сгибанием — разгибанием локтевого шарнира, ротацией предплечья и сгибанием — разгибанием пальцев искусственной кисти [505]. Управление всеми механизмами протеза, за исключением искусственной кисти, осуществляется с помощью выделения образа движения по сигналам от 10 мышц плечевого пояса и туловища. Сигналы этих мышц, предварительно сглаженные с постоянной времени 100 мсек, поступают в рас-
познающую матрицу — дешифратор сигналов. С помощью делителей на входах каждого канала устанавливались необходимые весовые коэффициенты для сигналов каждой из мышц. Эти коэффициенты были получены в предыдущих исследованиях для каждой мышцы и каждого движения [303—305].
Устройство управления и многофункциональный протез были испытаны на трех инвалидах и показали практическую возможность реализации такого способа управления без специальной тренировки и обучения инвалидов.
Исследования, связанные с распознаванием движений, проводятся также в Японии [475]. Для этого ЭМГ сигналы трех мышц плечевого пояса вводились в цифровую машину Link-8. Результаты классификации движений в соответствии с активностью исследуемых мышц отображались на световом дисплее как отрезки линий, направление которых соответствует классификационному признаку. Если испытуемый делал рукой движения, не соответствующие этому признаку, то фигура на индикаторе искажалась.
Успешное решение задач по управлению многофункциональной искусственной кистью, у которой имеется возможность осуществлять движения как отдельных пальцев, так и движение в лучезапястном шарнире, связано в первую очередь с анализом электрической активности мышц предплечья и изучением возможности выделения «биоэлектрического образа».
В Центральном научно-исследовательском институте протезирования и протезостроения Я. С. Якобсоном с сотрудниками разработаны два варианта многофункциональной кисти. Первый вариант обеспечивает возможность основных видов схвата (концевой, кулачный, боковой), формоприспособления пальцев, некоторых движений отдельными пальцами и отчасти комбинированных функций [229]. Второй вариант — упрощенный, позволяющий осуществить концевой и кулачные виды схвата, формопри- спосабливание пальцев.
Аналогичные функции может выполнять упрощенный вариант кисти Токийского университёта Васеда с электроприводом [369]. Более сложный лабораторный образец кисти этого же университета имеет несколько пневматических исполнительных механизмов, приводящих в движение отдельно каждый из пальцев и поворачивающий кисть в лучезапястном шарнире [366, 367]. Для управления положением запястья использован «образ» — сочетание включения четырех мышц предплечья.,.Благодаря такому управлению запястье могло поворачиваться в одно из восьми фиксированных положений.
В последнее время интенсивно начали проводиться исследования по разработке многофункциональной кисти в ФРГ. Энгельгардтом [299] разработана искусственная кисть, осуществляющая боковой и кулачный схват и схват в щепоть. Для этой цели применено три электродвигателя, два из которых управляют движения-
Рис. 25. Внешний вид шведской искусственной кисти с биоэлектрическим управлением
ми первого пальца в двух плоскостях, а третий — вторым пальцем. В настоящее время отрабатываются две системы биоэлектрического управления, использующие сигналы при поверхностном отведении и сигналы от имплантируемых электродов. В Голландии также разработана искусственная кисть, ‘осуществляющая боковой схват и схват в щепоть [319].
Одной из наиболее интересных конструкций таких многофункциональных устройств является шведский протез предплечья с многофункциональной кистью [216, 338, 391]. На рис. 25 показан один из вариантов кисти протеза предплечья, позволяющего осуществлять: а) управление каждым пальцем; б) движение большого пальца в двух плоскостях; в) тыльно-ладонное сгибание кисти; г) пронацию — супинацию кисти. Управление осуществляется от четырех электродвигателей постоянного тока с помощью тросиков и червячной передачи. Для управления предполагается использовать биопотенциалы восьми мышц. В данном случае исследователи пошли по пути имплантации в мышцу предварительных усилителей с последующей передачей частотно-модулированных сигналов.
Рассмотренные примеры подтверждают необходимость разработки систем управления, которые позволили бы инвалиду осуществлять координированные действия протезом с несколькими степенями свободы по аналогии с управлением естественными движениями. Хотя в настоящее время еще нет достаточно полных сведений б том, как организовано управление этими движениями, однако изучение натуральных двигательных актов человека и животных в нормальных условиях, а также в клинической практике привело к формированию представлений об иерархической структуре центрального аппарата, управляющего движениями [27, 28, 49].
Оказывается целесообразным использование этих представлений и при создании систем управления многофункциональными протезами. Иерархическая структура такой системы может включать в себя несколько уровней управления: 1) рефлекторный— обеспечивающий достаточно быстро локальную реакцию в ответ на раздражение рецепторов или рецептивного поля; 2) уровень синергий — обеспечивающий формирование временных функциональных подсистем, объединяющих управление несколькими исполнительными органами и обладающих достаточной степенью автономии; 3) уровень произвольных действий, располагающий возможностями как непосредственного воздействия на отдельные исполнительные органы, так и возможностью перестройки взаимодействия исполнительных и рецепторных органов нижележащих уровней управления. Так, описанная ниже система управления автоматическим схватом кисти в щепоть или кулак (кисть Томовича) в зависимости от ориентации захватываемого предмета относительно пальцев уже является по существу типичным примером системы рефлекторного действия.
Попытка разработки иерархической системы управления большим числом независимых переменных при ограниченном числе управляющих командных сигналов предпринимается в Англии Тоддом и Найтингелом [476]. Ими разработан макет искусственной кисти, оснащенной многочисленными тактильными датчиками и датчиками перемещения, размещаемыми на фалангах всех пальцев и ладони. Кисть может реализовать восемь различных типов схвата: «точностной» концевой (1-й палец противостоит указательному); «неточностной» концевой (1-й палец противостоит кончикам остальных пальцев); боковой (1-й палец противостоит боковой поверхности указательного пальца); кулачный; схват в щепоть; «точностной» схват крючком (указательный палец согнут крючком, а остальные пальцы подогнуты); «неточностной» схват крючком (все пальцы согнуты); полностью распрямленные пальцы. Реализация этих движений осуществлялась с помощью четырех электродвигателей (два — для большого пальца; по одному на указательный и группу четырех).
Для управления использованькдва типа сигналов: произвольные биоэлектрические команды и сигналы от датчиков. Произвольные команды (инвалид может задать одну из пяти команд: —«2»; «—1»; «О»; « + 1»; «+2») предназначены для позиционного управления пальцами для переключения на различного рода автоматические действия.
Команда «О» определяет исходное состояние системы: в этом случае в пределах зоны команды от «—1» до «+1» возможно позиционное управление. Подача команды «+1» вызывает удержание предмета с силой, достаточной для предотвращения его выскальзывания из кисти. Подача команды « + 2» вызывает увеличение силы схвата до максимальной. При уменьшении команды от «+2» или « + 1» до команды «О» происходит
уменьшение силы схвата до нуля, однако пальцы кисти не рас-1 крываются. Наконец, команда «—2» приводит к полному раскры-Я тию кисти.я
Выбор типа схвата определяется точками соприкоснове-Я ния предмета с чувствительными датчиками. Например, для! осуществления кулачного схвата необходимо возбудить датчи-1 ки ладони. Сигналы от них поступают в логическую схему, со- я стоящую из ячейки типа «ИЛИ» и группы триггеров Шмидта, ко- | торая определяет, какие двигатели должны быть включены ив’ каком порядке. Если при этом активировались какие-либо дру- 5 гие датчики, логическая схема продолжает отрабатывать заданную функцию: включаются двигатели, приводящие в движение 2-й палец и группу 3-го, 4-го и 5-го пальцев, и двигатель ротации 1-го пальца. Затем, после определенного интервала времени, подключается двигатель, приводящий в движение 1-й палец, и он обхватывает снаружи предварительно согнутые пальцы.
Таким образом, в настоящее время накоплен значительный опыт по применению различных следящих устройств, действующих автоматически, и устройств программного управления. Однако такие устройства, как правило, предназначены для управления одной, максимум — двумя-тремя функциями.
В приведенных примерах произвольного управления»несколькими функциями протеза неоднократно подчеркивалась сложность такого управления, в первую очередь из-за трудности одновременной и произвольной активации многих управляющих мышц. Задачи управления значительно усложняются в случаях высокого уровня ампутации, когда число таких источников сигналов существенно ограничено, а их произвольная и независимая активация еще более становится затрудненной.
В последнее время предпринимаются попытки разработать системы управления -с большим числом независимых переменных при ограниченном числе управляющих командных сигналов оператора [234].
В Кейсовском технологическом институте под руководством Эпла и Ресвика разработано устройство управления ортопедическим аппаратом руки парализованного пациента, имеющего семь управляемых степеней подвижности: приведение — отведение, сгибание—разгибание и ротация плеча, сгибание—разгиба-* ние локтя, ротация и сгибание лучезапястного шарнира, схват — раскрытие кисти. Управление строится таким образом, чтобы пациент мог задавать только координаты X, Y, Z кисти; при этом введено ограничение: положение кисти в пространстве должно поддерживаться постоянно в горизонтальной плоскости. Это позволяет уменьшить необходимое число команд, хотя и частично затрудняет осуществление схвата. Возможность такого управления определяется тем, что горизонтальное положение кисти в пространстве может быть однозначно связано с координатами плечевого и локтевого шарниров аппарата. Тогда, задавая коор-
динаты X, Y, Z кисти, можно с помощью пересчета получить координаты плечевого и локтевого шарниров. Следовательно, возможно связать координаты этих шарниров с управляющими сигналами, обеспечивающими необходимое пространственное положение кисти. Пересчет командных сигналов управления X, Y, Z в команды для электроприводов аппарата осуществляется в специализированном вычислительном устройстве (ВУ). Таким образом, пациенту необходимо уметь управлять тремя сигналами, перемещающими кисть в пространстве в нужное положение, а управление всеми шарнирами аппарата осуществляется автоматически. Хотя имеются только предварительные результаты исследований такого управления, но они подтверждают целесообразность его применения. Так, для выполнения одной из задач при «индивидуальном» управлении типа «оп—off» каждым приводом потребовалось 68 сек, в то время как при пропорциональном управлении типа X, Y, Z — только 35 сек.
В другой работе предлагается также многоуровневое устройство, в котором управление протезом может осуществляться параллельно как от командных сигналов оператора, так й от специального вычислительного устройства [307]. Это устройство выполнено на основе обучающегося персептрона. Первоначально управление происходит от команд оператора, а ВУ накапливает данные об этих командах, состоянии среды и положении управляемого объекта. По мере совершенствования действий оператора, ВУ обучается и вырабатывает командные сигналы, с помощью которых осуществляет управление искусственной рукой, а оператор освобождается от стереотипных действий.
В заключение подчеркнем, что, несмотря на большое число имеющихся устройств, предложений и проектов по способам управления, еще не имеется сколько-нибудь совершенных и законченных разработок управления, позволяющих инвалиду осуществлять одновременное и координированное управление многими функциями протеза.
Системы управления с устройствами обратной связи. В последнее ' время в связи с развитием систем биоэлектрического управления становится все более и более очевидной необходимость введения в эти системы специальных каналов обратной связи, без которых во многих случаях невозможно осуществлять с достаточно высокой точностью управление какими устройствами, как протезы, манипуляторы и др. Эта необходимость вытекает не только из общих соображений о роли обратной связи в системах управления и координации движений, но и из некоторых особенностей биоэлектрического управления. Речь идет о том, что используемые в качестве управляющих электрические сигналы мышц не воспринимаются непосредствен' но ни одной из рецепторных систем живого организма. Контроль
за величиной биопотенциалов возможен лишь опосредованно, через величину напряжения мышцы или изменения ее длины. При этом следует иметь в виду, что после ампутации существовавшие ранее соотношения могут изменяться.
Не менее существенным является и то обстоятельства, что в протезах с внешними источниками энергии (и, в частности, в протезах с биоэлектрическим управлением) отсутствует непосредственная связь между действиями исполнительных механизмов и
состоянием источников, генерирующих управляющие сигналы. Кроме этого, в наиболее распространенных протезах с биоэлектрическим управлением исполнительными механизмами, приводящими в движение пальцы, являются электродвигатели с самотор- мозящимися редукторами. Наличие последних позволяет инвалиду после совершения требуемого действия отключить (расслабить) управляющие мышцы. Хотя такая система конструктивна, проста, удобна в использовании, однако отличается от управления здоровой конечностью.
Таким образом, очевидно, что для управления движениями искусственной конечности необходимо непрерывное получение информации о состоянии системы и атом, как эта система реализует управляющее воздействие. Несмотря на то, что инвалиды, пользующиеся протезами с биоэлектрическим управлением, могут контролировать действия исполнительных механизмов с по
вить, что участие зрения ввить, что участие зрения вмощью зрения и слуха, однако с повышением точности, скорости выполнения операций и их числа такой контроль становится все более и более недостаточным. К сказанному следует еще доба
вить, что участие зрения в
вить, что участие зрения в
управлении затрудняет автома-
тизацию новых двигательных навыков.
ввРис. 26. Блок-схема управления протезамиРис. 26. Блок-схема управления протезамиЛ — программированное управление;Б — управление со-следящими системами;В — управление с информационными обратными связямиЛ — программированное управление;Б — управление со-следящими системами;В — управление с информационными обратными связямиПоэтому естественно стремление восполнить отсутствующую афферентацию от исполнительных органов путем применения искусственных контуров обратной связи. Такие контуры могут быть использованы как для создания внешних обратных связей, предназначенных непосредственно для передачи человеку-оператору информации, так и для локальных (внутренних) контуров обратной связи.
в
в
Рис. 26. Блок-схема управления протезами
Рис. 26. Блок-схема управления протезами
Л — программированное управление;
Б — управление со-следящими системами;
В — управление с информационными обратными связями
Л — программированное управление;
Б — управление со-следящими системами;
В — управление с информационными обратными связями
В настоящее время для управления протезами применяются различные системы с устройствами обратной связи (рис. 26):
автоматически дозирующие без участия инвалида величи- ну силы схвата; 2) работающие по принципу следящих биоэлек- Трических систем и 3) информационные устройства обратной связи, позволяющие инвалиду активно «ощущать» и дозировать величину силы схвата.
К первой группе систем с обратной связью относятся автоматические устройства, при построении которых предполагается, что основные действия стереотипны и, следовательно, могут быть запрограммированы.
Рассмотрим некоторые из таких устройств управления искусственной кистью. Интерес к ним в настоящее время все возрастает в связи с расширением возможностей их использования не только в протезостроении, но и при конструировании различных манипуляторов. Кроме того, сочетание возможности автоматических программирующих действий с произвольным управлением несомненно обогатит такие системы.
Кисть Томовича позволяет осуществлять схват предмета с силой, автоматически регулируемой в зависимости от веса предмета. Роль человека заключается только в управлении раскрытием пальцев кисти [185, 477]. Чувствительные к давлению датчики, помещенные на фалангах пальцев и соединенные параллельно, образуют первую группу элементов; вторую группу образуют датчики, помещенные на ладонной поверхности кисти. Третья группа датчиков, расположенная сбоку на ладони, служит для автоматического раскрытия кисти. На шарнире лучезапястного сустава помещается четвертая группа датчиков, выходное напряжение которых пропорционально весу удерживаемого предмета. С помощью электрических сигналов этой группы датчиков происходит регулирование силы схвата предмета в зависимости от его веса. Первая и вторая группы датчиков включены в устройство, автоматически осуществляющее сгибание пальцев в кулак или щепоть.
Протез, разработанный в США Сэлисбэри и Колмэном, также осуществляет автоматическое управление схватом, однако только при выскальзывании предмета из кисти [442]. Инвалид с помощью механических переключателей включает и осуществляет схват с минимально возможной силой. Затем он должен сделать попытку поднять предмет. Если вес предмета больше, чем первоначальная сила схвата, то предмет начинает проскальзывать между пальцами. Пьезоэлектрический датчик, размещенный в большом пальце кисти и регистрирующий величину проскальзывания, включен в следящую систему регулирования дожатия -схвата предмета. Благодаря этому кисть будет сжимать предмет, пока не прекратится его выскальзывание.
Следует подчеркнуть, что разнообразие предметов, с которыми сталкивается инвалид в своей повседневной практике, слишком велико, чтобы эта задача была решена заменой протеза автоматом. Однако во избежание перегрузки оператора информа-
цией, часть ее следует вводить только в техническое устройство. Такой подход целесообразно использовать в первую очередь в управлении многофункциональными протезами.
Ко второй группе относятся системы, работающие по принципу следящих систем автоматического управления. В таких системах регулируемый параметр протеза (например, величина силы схвата) должен быть в каждый момент времени однозначно связан с величиной биоэлектрических сигналов. В настоящее время разработки следящих систем ведутся в нескольких лабораториях, и институтах, прежде всего в Англии в клинической больнице «Сент-Томас» [259, 261, 263, 414]. В экспериментах исследована система управления сгибанием — разгибанием искусственного предплечья в локтевом шарнире, отслеживающего соответствующее движение здоровой конечности. Биопотенциалы двуглавой и трехглавой мышц руки управляли работой электродвигателя протеза. В элемент сравнения поступали сигналы, пропорциональные величине биопотенциалов, и сигналы обратной связи о величине угла в локтевом шарнире. При разнице этих сигналов ниже порога чувствительности устройства искусственная рука переставала двигаться.
Особенности биопотенциалов, связанные с непостоянством сглаженной обычными RC фильтрами интерференционной ЭМГ во время постоянного мышечного напряжения, авторы преодолели, использовав нелинейные фильтры (см. главу II). Исследования показали, что при небольших перемещениях модель искусственной руки достаточно точно отслеживает движение руки человека. В настоящее время разработан лабораторный образец протеза предплечья со следящей системой управления (протез Боттомли) (261, 263].
Дальнейшие исследования продолжаются совместно со специалистами, работающими в восстановительном центре Рэхэмп- тон, а также в исследовательском центре в Олдермастоне. В результате этих работ была создана более совершенная система управления (захват типа крючка заменен искусственной кистью, введены датчики давления и т. п.) [255, 264].
Рассмотрим блок-схему усовершенствованной системы управления, показанную на рис. 27. Сигналы с мышц-антагонистов поступают на дифференциальные усилители 1, затем на Т-образный фильтр 2, задерживающий наводку с частотой 50 гц. Усиленные электромиографические сигналы выпрямляются, интегрируются в блоке 3 и подаются в схему так называемой «зонной нечувствительности» 4. Далее сигналы поступают в следующий дифференциальный усилитель 5, на выходе которого появляется сигнал, по полярности соответствующий направлению требуемого движения пальцев кисти. Этот сигнал поступает в фиксирующую ЭМГ схему 6, имеющую определенный порог чувствительности, и затем в устройство суммирования 7. В это устройство также поступают сигналы обратной связи от скорости движения пальцев и сигналы
рис. 27. Блок-схема управлениярис. 27. Блок-схема управления1, 5 — дифференциальные усилители;2 — Т-образный фильтр;3 — интегратор;4 — схема «зонной нечувствительности»;6, 14 —- фиксирующие ЭМГ схемы;7, 15 —- устройства суммирования;8, 13, 16 — усилители;1, 5 — дифференциальные усилители;2 — Т-образный фильтр;3 — интегратор;4 — схема «зонной нечувствительности»;6, 14 —- фиксирующие ЭМГ схемы;7, 15 —- устройства суммирования;8, 13, 16 — усилители;протеза со следящей биоэлектрическойпротеза со следящей биоэлектрическойсистемой
рис. 27. Блок-схема управления
рис. 27. Блок-схема управления
1, 5 — дифференциальные усилители;
2 — Т-образный фильтр;
3 — интегратор;
4 — схема «зонной нечувствительности»;
6, 14 —- фиксирующие ЭМГ схемы;
7, 15 —- устройства суммирования;
8, 13, 16 — усилители;
1, 5 — дифференциальные усилители;
2 — Т-образный фильтр;
3 — интегратор;
4 — схема «зонной нечувствительности»;
6, 14 —- фиксирующие ЭМГ схемы;
7, 15 —- устройства суммирования;
8, 13, 16 — усилители;
протеза со следящей биоэлектрической
протеза со следящей биоэлектрической
— выключатель;
— усилитель мощности;
— электродвигатель;
— тензодатчик;
— триггер Шмидта;
дискриминатор низкого напряжения
силы схвата. Выходной сигнал суммирующего устройства усиливается 8, проходит через выключатель 9, усилитель мощности 10 и поступает на электродвигатель //, включенный в диагональ мостовой схемы. Таким образом, в зависимости от появления сигнала в том или другом канале пальцы кисги будут перемещаться в соответствующем направлении.
Информацией о скорости движения является величина, пропорциональная электродвижущей силе мотора. Сигналы обратной связи о величине силы схвата воспринимаются тензодатчиками 12, укрепленными на рычаге, связывающем’ 1-й и 2-й пальцы с редуктором электропривода. В данном случае изменение силы схвата, возникающей на концах пальцев кисти при соприкосновении их с предметом, пропорционально деформации рычага. Усиленные сигналы датчика 13 поступают в устройство 14, аналогичное по своему действию устройству фиксирующей ЭМГ схемы 6. В системе управления имеется также второй суммирующий блок 15, куда поступают разностный сигнал от биопотенциалов и сигнал от датчика силы схвата. Этот сигнал через усилитель 16 попадает на триггер Шмидта 17. Назначение триггера должно удовлетворять трем основным требованиям. Во-первых, при отсутствии биоэлектрических сигналов усилитель мощности 10 не потребляет энергии, так как триггер Шмидта с помощью контактов, реле отключает его от всей схемы. Во-вторых, при схвате предмета пальцами, когда разность между величиной управляющего сигнала и сигналом обратной связи становится меньше порога срабатывания, триггер также отключает усилитель. И, наконец.
в-третьих, когда напряжение питания батареи упадет до недопустимо малой величины, срабатывает дискриминатор низкого напряжения 18 и также отключает усилитель.
Таким образом, при напряжении, например, мышцы, управляющей схватом, пальцы кисти сомкнутся и будет развиваться сила схвата до величины, когда разность между сигналом управления и сигналом обратной связи не станет ниже порога чувствительности схемы. В этот момент срабатывает триггер Шмидта и отключает усилитель мощности. Однако пальцы не разомкнутся, так как редуктор привода сделан самотормозящимся. В момент, когда величина управляющих сигналов изменится, возникает сигнал рассогласования, который опять подключит усилитель мощности к управляющей системе. Двигатель будет поворачиваться в таком направлении, чтобы сигнал обратной связи снова скомпенсировал управляющий сигнал и т. д. Следовательно, для поддержания какой-либо величины силы схвата на определенном уровне человек должен постоянно держать управляющую мышцу в напряженном состоянии. К сожалению до настоящего времени никаких клинических результатов по применению этого протеза не опубликовано.
Дальнейшие работы привели к более совершенным конструкциям. В описанных выше системах на всем диапазоне изменения управляющих сигналов выполняется условие позиционного слежения, а это приводит в ряде ситуаций к неоправданно быстрому утомлению инвалида. В самом деле, если, например, человек несет тяжелую сумку, то для ее удержания требуется большая величина упра;вляющего сигнала, т. е. сильное напряжение управляющих мышц. Для исключения этой ситуации в усовершенствованном протезе имеется специальная логическая схема, которая позволяет после выполнения действия уменьшить величину управляющих сигналов без изменения величины усилия схвата, развиваемого пальцами искусственной кисти [311].
В Манчестерском колледже науки и техники был построен также макет кисти со следящей системой управления по силе схвата [371]. Если в описанных выше системах сигналы обратной связи снимаются с датчиков, воспринимающих величину усилия^, то в макете протеза, разработанном в лаборатории клинической нейрофизиологии научно-исследовательского центра в Гетеборге / совместно с лабораторией Кайзера в Дании, сигналом обратной связи является ток электродвигателя [340]. Интересной особенностью описанной системы управления является характеристика исполнительного механизма, близкая к механической характеристике скелетной мышцы. Для этой цели использовано два электродвигателя— один, имеющий большую скорость при относительно малом моменте, другой — наоборот.
Таким образом, имеется возможность регулировать в большом диапазоне как величину усилия, так и скорость перемещения пальцев.
В Советском Союзе и в некоторых зарубежных странах интенсивно развивается третье направление, связанное с созданием устройств обратной связи, передающих непосредственно информацию к оператору, т. е. создание замкнутой системы оператор— протез.
Множественность «сенсорных входов» человека позволяет ему получать информацию различными способами. Но для того чтобы сигнал, несущий информацию о состоянии управляемого объекта, был принят человеком, он прежде всего должен быть перекодирован в такую физическую форму, которая могла бы быть отражена в человеческих ощущениях.
Какие же виды органов чувств следует использовать в канале обратной связи для «очувствления» биоэлектрического протеза по силе схвата? Наиболее точно это может быть осуществлено с помощью перекодирования силы схвата в зрительные или слуховые стимулы. Например, в случае использования зрительного анализатора в канале обратной связи должно иметься индикационное устройство, шкала которого будет градуирована в соответствующих значениях силы схвата. Но любое такое устройство будет загружать внимание инвалида. Поэтому целесообразно адресовать сигналы обратной связи к одной из разновидностей кожной чувствительности: тактильной, температурной, болевой, вибрационной. Чувствительность к местной вибрации выгодно отличается от других видов кожной чувствительности. Этот раздражитель вызывает у человека локальное и отчетливое ощущение; утомление и адаптация к нему развиваются медленнее, чем к статическому давлению.
Впервые идеи использования вибрационных раздражений для «очувствления» протезов были высказаны родоначальником кибернетики Н. Винером [38], который в 1964 г. писал: «Однако искусственная рука в подобном виде нс может осязать предметы, тогда как естественная рука служит в такой же мере органом осязания, как и движения. Но позвольте, почему же искусственная рука не может осязать? Не представляет труда вмонтировать датчик давления в пальцы' искусственной руки так, чтобы электрические импульсы передавались от них в соответствующую цепь. Последняя, в свою очередь, заставляет работать устройство, воздействующее на живую ткань, например на кожу культи. Такими устройствами могут быть, например, вибраторы. Этим методом можно вызвать искусственное осязательное ощущение и научиться заменять им аналогичные естественные восприятия. Более того, в поврежденных мышцах имеются чувствительные (сенсорные) кинематические элементы, которые могут быть использованы для подобных целей» (стр. 85).
Не вдаваясь в вопросы трактовки физиологических механизмов восприятия вибрационных раздражений, укажем, что существует несколько параметров раздражений, которые могут дифференцироваться человеком. Основными из них являются: интен-
сивность (амплитуда), длительность, локализация местоположения вибратора (при применении нескольких вибраторов), частота раздражений Ч
С информационной точки зрения наиболее перспективным параметром вибрационных раздражений является частотный параметр. Кроме этого, при использовании частотного параметра в меньшей степени сказывается влияние некоторых технических факторов, связанных главным образом с укреплением вибраторов на теле человека и необходимостью получения постоянного расстояния между пелотом вибратора и поверхностью кожи.
Известно, что физиологический эффект воздействия вибрационных раздражений определяется скоростью нарастания раздражений. Если для синусоидальных сигналов изменение частоты одновременно приводит и к изменению скорости нарастания амплитуды сигнала, то для импульсных сигналов частоту и скорость можно менять независимо друг от друга. В этом случае мощность раздражения постоянна и не зависит от частоты, что дает возможность использовать низкочастотные вибрационные сигналы. Поэтому нами при создании замкнутой системы управления биоэлектрическими протезами были использованы частотно-импульсные вибрационные раздражения, диапазон которых составляет 1—50 гц при длительности импульсов 5—10 мсек [199, 2*01, 202]. Исследования дифференциальных порогов показали, что в этом частотном диапазоне испытуемые различают до 30 дифференциальных ступенек. Такая точность восприятия сигналов обратной связи позволяет предполагать, что инвалид сможет оценивать изменения величины силы схвата уже на 150—200 г.
Для оптимального проектирования замкнутых биоэлектрических систем управления необходимо сопоставление между собой характеристик канала обратной связи и канала управления. Поэтому исследование только возможностей оператора воспринимать и перерабатывать сигналы обратной связи не позволяет утверждать, что введение этих сигналов повысит точность управления. Может случиться, что точность дозирования сигналов управления окажется выше точности восприятия сигналов обратной связи. Сопоставить характеристики канала обратной связи и канала управления можно, применяя информационные методы. Была исследована информационная емкость этих каналов: определено число абсолютно различных уровней, которое может иметься в управляющих сигналах, подаваемых человеком, или восприниматься им через канал обратной связи.
.Эксперименты по выявлению числа абсолютно различимых уровней в сигнале управления показали, что уже при наличии трех уровней кривые распределения амплитуды биопотенциалов пересекаются между собой. Поэтому уже три уровня различают-
Интересующихся можно отослать к многочисленным работам Гелдарда и его сотрудников, например к работе [317], а также к обзорной статье Л. И. Переслени [140].
Рис. 28. Блок-схема биоэлектрического протеза с устройством обратной связи
1 — электроды;S — датчик давления;
2 — усилитель биопотенциалов;9 — тензометрический усилитель;
3 — интегратор;10 — преобразователь;
4— преобразователь биопотенциалов в им- 11 — блок временндго ограничения;
пульсные сигналы;12 — усилитель мощности;
5 — усилитель мощности;13 — искусственная кисть;
■6 — электродвигатель;14 — вибратор
7 — схема коммутации;
ся неточно, и объем переданной информации не превышает 1,6 бит [7]. Аналогичным образом был исследован сенсомоторный канал. Оператору в случайной последовательности предъявляли от 3 до 8 альтернативных частот (в пределах 1—50 гц) через равные логарифмические интервалы. Эксперименты показали, что оператор различает до 7 альтернативных частот (объем входной информации 2,8 бит") [207]. Сопоставляя эти данные, можно сделать вывод, что канал обратной связи более информативен, чем канал управления: это подтверждает целесообразность использования обратной связи для замкнутой биоэлектрической системы управления. Для передачи вибрационных сигналов был разработан специальный миниатюрный электромагнитный вибратор, закрепляемый на руке с помощью манжетки [205].
Рассмотрим блок-схему разработанного в ЦНИИ протезирования и протезостроения биоэлектрического протеза с устройством обратной связи для передачи инвалиду информации о величине силы схвата (рис. 28). Узлы блок-схемы 1—7, 13 образуют «прямой» канал управления пальцами искусственной кисти [204]. Узлы 8—12,14 являются устройством обратной связи для ощущения инвалидом величины силы схвата, развиваемой пальцами искусственной кисти [8, 206]. Это устройство работает следующим образом. Сигналы с датчика давления 8, размещаемого в 1-м Пальце, поступают в усилитель 9 и затем после усиления на вход блока преобразования непрерывных сигналов в дискретные 10.
В блоке 10 происходит преобразование амплитуды сигналов в частотно-импульсные сигналы. С выхода усилителя мощности 12 сигналы поступают на вибратор 14. Для ограничения времени подачи информации, поступающей к инвалиду, предназначается блок 11. Принцип его работы заключается в следующем. Появление биоэлектрических потенциалов в канале управления искусственной кистью вызывает срабатывание реле времени, установленного в блоке 11. При этом вибратор 14 подключается к цепи обратной связи на время, необходимое для восприятия и оценки поступающей информации (допустим, 3—5 сек), после чего подача информации прекращается. При длительном удержании предмета кистью последующая информация о силе схвата будет поступать к инвалиду лишь тогда, когда он захочет изменить силу схвата или когда подаваемые сигналы управления недостаточны по величине для срабатывания прямого канала управления, но вызывают подключение на некоторое время вибратора к цепи обратной связи.
Исследования разработанной системы управления были предназначены для оценки точностных и динамических показателей
процесса регулирования и сравнения их с аналогичными при дозировании силы схвата пальцами здоровой руки [202, 203}.
На рис. 29 приведены гистограммы относительных ошибок при регулировании силы схвата в режиме компенсаций пальцами искусственной кисти, управляемой биопотенциалами и оснащенной устройством вибрационной обратной связи и пальцами здоровой руки при выключении индикатора визуальной обратной связи
Рис. 29. Ошибка дозирования силы схвата рукой (б) и протезом (а) с устройством обратной связи
(дозирование осуществляется только на основании тактильной к проприоцептивной чувствительности). Как следует из сравнения гистограмм, точность регулирования силы схвата пальцами искусственной кисти, управляемой биопотенциалами и оснащенной устройством вибрационной обратной связи, близка к точности регулирования силы схвата пальцами здоровой руки.
Сравнение динамики регулирования силы схвата пальцами искусственной кисти с устройством вибрационной обратной связи (рис. 30) с кривыми, полученными и для здоровой руки, показЫ-
О 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0 5,5 t,ceK
Рис. 30. Переходный процесс дозирования силы схвата пальцами искусственной кисти протеза с вибрационной обратной связью
Пальцы протеза; 1 — 200 г; 2 — 400 г; 3 — 800 г; 4 — 600 г; пальцы здоровой руки: 5 — 200 г; 6-400 8
вает, что форма и характер кривых, похожие друг на друга,— колебательные с перерегулированием. Кроме этого, длительность процесса регулирования для БЭСУ лимитируется, в первую очередь, не сложностью управления сервоприводом, а временем восприятия и переработки человеком сигналов обратной связи, и вдвое больше по сравнению с длительностью регулирования здоровой рукой. Таким образом, приведенные нами исследования подтвердили предположения, что возможна разработка систем управления произвольного действия с искусственными обратными связями, существенно увеличивающих точность регулирования.
В последнее время все большее внимание уделяется возможности использования электрокожного раздражения для передачи информации. Использование такого вида раздражений в канале обратной связи, с технической точки зрения, имеет ряд преимуществ по сравнению с использованием вибрационных раздражений: вместо вибраторов могут быть применены небольшие, легко укрепляемые на любом участке тела электроды; существенно меньше потребление энергии по сравнению с электромеханическими преобразователями. Однако электрические стимулы являются заведомо неадекватными раздражителями, применение их может вызвать неприятные ощущения и даже ощущение-^боли, кроме этого в ряде работ было показано, что динамический диапазон таких раздражений небольшой и уступает диапазону для вибрационных раздражений.
Некоторые преимущества электрического канала связи с технической точки зрения, по сравнению с вибрационным, заставляют исследователей продолжать поиски путей уменьшения болевого ощущения, не снижая динамического диапазона изменения стимулов. Так, в работе М. Л. Липецкого с сотрудниками пред-
лагается использовать частотно-импульсные электрические раз* дражения в канале обратной связи [ПО, 111].
В работе голландских специалистов Бекера, Дьюринга и Хер. тога описано устройство обратной связи, передающее инвалиду информацию о величине силы схвата кистью [242]. Сигналами обратной связи выбран амплитудный параметр электрических раздражений. 13 других странах также ведутся интенсивные работы в направлении создания устройства обратной связи: в Японии [369], Швеции [338], ФРГ [299].
С ростом числа управляемых функций протеза и степенью их совершенствования увеличение каналов обратной связи становится все более необходимым. В настоящее время уже актуальными являются задачи конструирования устройств обратной связи для протезов с двумя управляемыми функциями (например, для передачи усилия схвата и перемещения пальцев искусственной кисти), т. е. устройств, передающих информацию о движениях в искусственных сочленениях. Для этих целей можно использовать различные методы кодирования. Так, японские специалисты [472] разработали чувствительное устройство для искусственной кисти, которое передает инвалиду с помощью двух вибраторов сигналы о величине силы схвата и величине раскрытия пальцев.,Перекодируемым выбран амплитудный параметр вибрации на'частоте 100 гц. По сообщению авторов, разрешающая чувствительность устройства составляет несколько граммов для силы схвата и несколько миллиметров для перемещения пальцев.
Наши исследования по восприятию и анализу двух вибрационных раздражений показали, что наиболее целесообразно для передачи перемещения или движения в каком-либо сочленении протеза использовать такие вибрационные индикаторы, которые позволяют получить ощущение «кажущегося движения» [209]. Это может быть достигнуто с помощью использования эффекта перемещения фантомного раздражения, возникающего при действии двух вибрационных раздражений, наносимых на определенном расстоянии друг от друга и работающих одновременно или со сдвигом в фазе; этот эффект впервые был подробно исследован Бекеши [244]. В зависимости от соотношения интенсивности действующих раздражений у человека возникает ощущение локализованного раздражения (фантома), расположенного между действующими, причем, меняя это соотношение с различной скоростью, можно получить эффект перемещения фантомного раздражения.
В наших исследованиях было показано, что восприятие местоположения фантома практически не зависит от частоты вибрационных раздражений в диапазоне от 2 до 50 гц. Этот факт позволил начать разработку двухканальных, систем обратной связи, с помощью которых инвалиду одновременно может передаваться информация о двух регулируемых параметрах протеза, например о величине силы схвата и угле в локтевом сочленении.
Эффект фантомного раздражения практически уже использован в разработках «бостонской руки» — протеза плеча с биоэлек- трическим управлением локтевым шарниром [219, 395]. В этом протезе вибраторы вмонтированы в гильзу плеча и работают на частоте 100 гц. Ощущения фантомного раздражения возникают при изменении амплитуды действующих раздражений. Так как система управления выполнена как следящая, работающая по рассогласованию между величиной биопотенциалов и моментом, приложенным к локтевому сочленению, то местоположение фантомного раздражения будет определять угол сгибания предплечья. Таким образом, когда нагрузка, приложенная к кисти, приведет к появлению рассогласования, «рука» должна будет разгибаться в локте, тем самым местоположение фантомного раздражения будет изменяться. Инвалид, ощущая это изменение, будет увеличивать величину биоэлектрической активности до тех пор, пока не прекратится перемещение предплечья протеза и, следовательно, перемещение субъективно воспринимаемого фантомного раздражения. Протез был испытан на большой группе людей по обширной программе и показал высокую точность управления.
Сейчас еще трудно предвидеть, какое из указанных направлений создания устройств с обратными связями найдет более широкое применение, но несомненно, что-создание следящих систем и искусственных информационных обратных связей представляет большой практический и теоретический интерес.
Имеется еще Одна область лечебной техники, где применение биоэлектрического управления дает положительный эффект.
При некоторых нарушениях регуляции деятельности дыхательной мускулатуры ухудшение легочной вентиляции может достигать такого уровня, когда возникает необходимость в.искусственном дыхании. Применяемые в этих случаях аппараты Искусственного дыхания автоматически- обеспечивают заданный ритм и глубину дыхания. Однако адекватная -вентиляция легких, обеспечивающая необходимое насыщение -крови кислородом и нормальное кислотно-щелочное равновесие, могла бы быть наиболее просто обеспечена в том случае, когда управление респиратором осуществляется в соответствии с состоянием дыхательного центра. Такую систему искусственного дыхания можноосу- ществить, используя биопотенциалы дыхательных мышц или биопотенциалы вспомогательной мускулатуры (например, при тяжелых формах полиомиелита).
Отличительной особенностью биоэлектрического управления респиратором, функционально улучшающим его свойства, явля>- ется возможность стимулировать остаточную активность ослабленных мышц за счет точного дозирования той «помощи»., кото? Рую аппарат в данный момент должен оказывать больному. •
Схематически такая система управления представлена на рис. 31. Источником управляющих сигналов являются межребер?
4 Биоэлектрическое управление 97
Рис. 31. Схема биоэлектрического управления ис- , кусственным дыханием / — дыхательный центр;? — межреберные мышцы;3 — диафрагма;4 — усилитель биопотенциалов;5 — интегратор;6 — усилитель мощности;7 — электромагнитные клапаны;8 — респираторРис. 31. Схема биоэлектрического управления ис- , кусственным дыханием / — дыхательный центр;? — межреберные мышцы;3 — диафрагма;4 — усилитель биопотенциалов;5 — интегратор;6 — усилитель мощности;7 — электромагнитные клапаны;8 — респиратор
Рис. 31. Схема биоэлектрического управления ис- , кусственным дыханием / — дыхательный центр;
? — межреберные мышцы;
3 — диафрагма;
4 — усилитель биопотенциалов;
5 — интегратор;
6 — усилитель мощности;
7 — электромагнитные клапаны;
8 — респиратор
Рис. 31. Схема биоэлектрического управления ис- , кусственным дыханием / — дыхательный центр;
? — межреберные мышцы;
3 — диафрагма;
4 — усилитель биопотенциалов;
5 — интегратор;
6 — усилитель мощности;
7 — электромагнитные клапаны;
8 — респиратор
ные мышцы, электрическая активность которых после усиления -и сглаживания управляет электромагнитными клапанами, соединяющими респиратор с дыхательными путями. Импульсы от дыхательного ‘центра поступают к межреберным мыщцам и диафрагме, сигналы обратной связи идут по двум путям: афферентная импульсация от мышечных и сухожильных рецепторов, и гуморальные влияния (содержание СО2 и О2 в крови). Таким./Обра- зом, рассмотренная система является замкнутой, в которой в качестве . дополнительного контура регулирования — своего рода усилителя дыхательной мускулатуры — включен респиратор.
Первая реализация биоэлектрического управления респиратором была осуществлена в 1956—1957 гг. Монтгомери с сотрудниками [399, 400]. Ими разработан комплекс аппаратуры, позволяющей в соединении с респиратором управлять частотой и глубиной вдоха и выдоха почти полностью парализованных больных.
В устройство входит симметричный усилитель биопотенциалов с полосовыми фильтрами, интегратор, усилитель мощности, в .нагрузке которого имеется реле. Это реле включает клапаны респиратора, регулирующего поток воздуха при вдохе и выдохе больного. Определенные затруднения при. использовании ЭМГ создают биопотенциалы сердца, амплитуда которых существенно превышает- активность дыхательной мускулатуры; эти потенциалы сердца «забивают» ЭМГ. Потребовалось введение полосового фильтра (100—1000 гц), позволившее авторам избежать влияния ЭКГ. Биоуправляемый респиратор дублируется автоматическим монитором, который включается в тех случаях, когда с помощью респиратора не обеспечивается необходимый . ритм дыхания. , ~
Разработанный респиратор обеспечивает управление объемом подаваемого воздуха и частотой дыхания. Дальнейшие работы, как отмечают авторы, направлены на создание пропорционального управления для регулирования также скорости подачи воздуха, что позволит пациенту производить глубокое и поверхностное дыхание.
В другой работе, проведенной В. А. Полянцевым, исследовано биоуправляемое искусственное дыхание, автоматически поддерживающее динамически нужный уровень вентиляции в условиях опыта над кураризированным животным [158]. Если в здоровом организме процесс регуляции дыхания протекает циклически под постоянным нервным и гуморальным контролем, то в условиях опыта над кураризированным животным нарушена передача команд от дыхательного центра к дыхательным мышцам из-за блокады нервно-мышечных синапсов. В то же -время афферентный поток импульсов дыхательного центра -и сам дыхательный центр остаются интактными. Для управления аппаратом искусственного дыхания использовались сигналы дыхательного центра, идущие по диафрагмальному нерву.
В экспериментах частота дыхательных движений автомата чески устанавливалась в зависимости от частоты залпов сигнала. Продолжительность -вдоха определялась продолжительностью залпа; прекращение импульсации приводило к прекращению вдоха и наступлению выдоха. Глубина вдоха была обусловлена длительностью сигналов и скоростью поступления воздуха в легкие. Эксперименты показали, что дыхательный центр животного, изменяя длительность залпа в небольших пределах, легко устанавливает необходимый уровень вентиляции.
Биопотенциалы скелетных мышц могут быть использованы также в аппаратуре, предназначенной для исследовательских целей. Мы приведем всего лишь один пример, взятый из работы [69], в которой авторы ставили своей целью выяснить роль проприоцептивной афферентации в происхождении гиперкинеза, характерного для дрожательной формы паркинсонизма.
Для изучения механизма ритмических движений была создана экспериментальная установка, позволяющая нарушать обычное соответствие между движением кисти и афферентацией, идущей от мышц. Это можно сделать различными способами, однако наибольший интерес представляет управление этой установкой от биопотенциалов мышц сгибателей кисти. В этом случае кисти .навязывается ритмическое движение, сдвинутое по фазе относительно движения, которое стремится совершить сам испытуемый. Устройство работает следующим образом. На вход детектора поступают биопотенциалы мышц сгибателя кисти, далее они усиливаются и поступают в фазовращатель, позволяющий плавно менять фазу сигнала от 0 до 180°. К выходу фазовращателя подключен балансный усилитель, в нагрузке которого имеются катушки электромагнита. Сердечник электромагнита прикреп-
лен к концу платформы, на которой располагается рука испытуемого..Таким образом, направление движения платформы зависит 1 от полярности выпрямленного сигнала.
Предварительные исследования, проведенные на больных! паркинсонизмом, показали, что синфазные с ЭМГ изменения суЛ ставного угла, по-видимому, увеличивают степень синхронизации 1 активных двигательных единиц, а при противофазных вынуж-1 денных изменениях суставного угла наблюдается исчезновение > приблизительно половины пачки в ЭМГ дрожащих мышц.
СИСТЕМЫ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ ■ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ ЭЛЕКТРОСТИМУЛЯЦИИ
В предыдущем параграфе были рассмотрены системы биоэлектрического управления, предназначенные, в основном, для управления исполнительными механизмами протезов и ортопедических аппаратов. В этих, случаях речь шла о замене функции эффекторного (исполнительного) органа искусственными устройствами и использовании естественного канала передачи сигналов от ЦНС для управления этими устройствами.
Помимо этой, возможна и другая задача, в некотором роде противоположная той, о которой шла речь. Мы имеем в виду ситуации, когда эффекторные и рецепторные системы сохранны, а связи их с ЦНС нарушены. В таких случаях естественно возникает необходимость восстановить эти нарушенные связи. Эта задача может быть решена посредством использования биопотенциалов. Итак, речь идет о специальной системе биоэлектрического управления, которую можно определить как систему биоэлектростимуляции (БЭС).
Использование электрической стимуляции для управления физиологическими функциями имеет достаточно многолетнюю историю. Истоки ее уходят по крайней мере в 1840 г., когда внимание физиологов было привлечено к эффектам, возникающим При электрическом раздражении мышц. Галлер в работе о мышечной возбудимости суммировал ранние эксперименты в этой области, а Уайт сообщил о клинических наблюдениях с использованием электротерапии. Значительный интерес представляет работа Л. Гальвани, опубликованная в 1791 г., «Влияние электрического раздражения на мышечное движение» [312]. Фундаментальные исследования о влиянии электрического раздражения на мышцы и другие живые ткани принадлежат Дюбуа-Раймону — одному из основоположников современной электрофизиологии. Особое место занимают исследования К. Б. А. Дюшена [292а]. Этот выдающийся невролог фактически разработал, используя ! электрораздражения, функциональную анатомию мышц и создал необходимые предпосылки для широкого использования . .электростимуляции в лечебных целях...
Мы не будем касаться общих вопросов электростимуляции, укажем лишь некоторые особенности ее применения.
" При определенных параметрах электрического раздражения в возбудимых ткалях возникает усиление их активности, причем ответная реакция по своему характеру может быть близкой к естественной. Варьируя ‘величину, продолжительность и частоту ймпульсов тока, можно достаточно подробно анализировать ответные реакции стимулируемых тканей и рефлекторных дуг и таким путем изучать функциональное состояние исследуемых систем. В этом кратко состоит основная предпосылка для использования электростимуляции в диагностических целях. Понятно, что при изменениях функционального состояния, обусловленных патологическим процессом, реакция стимулируемых структур изменяется. Это дает возможность путем электростимуляции определить функциональное состояние нерва, мышцы, мионеврального синапса у человека в норме и при некоторых формах патологии.
Наиболее часто электростимуляция применяется не для диагностических, а для лечебных целей. Прямое раздражение нервов и мышц в лечебных целях дает возможность:
предупреждения мышечной атрофии при выпадении или резком ослаблении двигательных функций;
увеличения силы мышечного сокращения при некоторых видах дистрофии мышечной ткани' невритах и полиомиелите;
поддержания денервированных мышечных волокон в хорошем функциональном состоянии в течение срока, необходимого для наступления реиннервации;
улучшения кровоснабжения .мышц и других тканей;
обучения больного воспроизведению относительно простых движений.
В последнее время предпринимаются также попытки использовать электростимуляцию не для активации мышц, а, напротив, для подавления их спастической активности у больных с церебральными параличами и повреждениями спинного- мозга [288].
В другой работе [290] сделана попытка подавления клонуса путем биоэлектростимуляции малоберцового нерва. Возникающая при этом активность передней большеберцовой мышцы рефлекторно тормозит клоническую активность трехглавой мышцы голени. Интересной представляется также возможность избирательной стимуляции только афферентных нервов для управления активностью частично изолированного вследствие повреждения участка спинного мозга [289]. v
Электростимуляция нервов может применяться также с целью оказания влияния на деятельность желез внутренней секреции. Это обстоятельство открывает перспективы применения стимуляции взамен введения в организм химических препаратов (гармо- нозаместительная терапия) [22а]. Последнее имеет существенное значение, так как способствует сохранению, а в некоторых
случаях и восстановлению нормальной деятельности желез внутренней секреции и тем самым нормального функционального состояния всего организма. I
При электростимуляции обычно речь идет о воздействии на ту или иную мышцу, на тот или иной нерв. Однако более част^ возникает необходимость в одновременной или последовательной электростимуляции нескольких мыщц с тем, чтобы восстанавливать не только силу пораженных мышц, но и утраченный двигательный навык. Этого можно достигнуть, снабдив многоканальный стимулятор определенной программой — последовательного включения тех или иных каналов, продолжительностью их работы и параметров раздражающего тока. Такие попытки предпринимаются [3—5, 100, 132, 326]. Систему электростимуляции можно сделать функционально гораздо более гибкой, если вместо фиксированных программ иметь возможность произвольно управлять параметрами и работой стимулятора. Для этой цели можно с успехом применить .метод биоэлектростимуляции, отличительной особенностью которого является непременное наличие управляемой связи между организмом и стимулятором и использование в качестве управляющих стимуляторов сигналов биопотенциалов тех или иных тканей и органов. Подчеркнем, что речь идет не о применении усиленных биопотенциалов в качестве раздражающих стимулов, а об использовании биопотенциалов в роли управляющих воздействий, модулирующих работу стимулятора.
Система биоэлектростимуляции имеет ряд преимуществ в сравнении с обычными способами электростимуляции. При электростимуляции, как правило, не ставится задача получения какого-либо дифференцированного движения. Применяя метод биоэлектростимуляции, можно рассчитывать получить достаточно сложные движения, близкие к движениям здоровой конечности, так как для стимуляции используется программа и та последовательность включения работающих мышц донора, которая наблюдается при выполнении требуемого двигательного акта. Получение таких «отслеживающих» движений основывается на следующих допущениях [132, 402]: 1) функции одних и тех же мышц управляющей и управляемой конечностей являются достаточно идентичными; 2) имеется возможность избирательного управления отдельной мышцей и даже отдельными группами двигательных единиц; в некоторых пределах зависимости между силой, скоростью, длиной мышцы и параметрами стимуляции почти линейны; 3) сила, развиваемая управляемой мышцей, пропорциональна силе, развиваемой управляющей мышцей (или величине стимулирующего тока). Поэтому любые изменения программ, задающих движение, будут воспроизводиться в виде изменений стимулирующих сигналов с сохранением временного масштаба и их последовательности.
«Навязывание» определенных движений реципиенту может осуществляться как непосредственно от донора в процессе его
102
рис. 32. Блок-схема автобиоэлектростимуляции
— пациент;
— биопотенциалы;
— усилитель;
— электронный переключатель;
, 6 — стимуляторы;
— электроды
— сигналы обратной связи
двигательной активности, так и с помощью управляющих программ (команд), записанных, например, на магнитную пленку. Поэтому при биоэлектростимуляции имеется возможность построения таких замкнутых систем управления, в которых стимуляция органов и тканей осуществляется с помощью отведения их собственной биоэлектрической активности (автобиоэлектростимуляция). В целях автобиоэлектростимуляции могут быть использованы одноименные мышцы с сохранной функцией, синергисты пораженных мышц и даже такие группы мышц, которые обычно с работой стимулируемых мышц не связаны.
Ниже будут рассмотрены некоторые примеры практического использования разных вариантов 'биоэлектростимуляции мышц.
По-видимому, первым, кто высказал идею «синхронной электростимуляции» при мышечной недостаточности, обусловленной парезами и нарушением кровоснабжения, был Кербер [370]. Блок-схема предложенного им устройства для стимуляции показана на рис. 32. Биопотенциалы 2, отводимые от пациента /, усиливаются 3 и поступают в электронный переключатель 4 и стимуляторы 5 и 6. Переключатель предназначен для блокирования в моменты раздражения усилителя биопотенциалов и подключения соответствующих групп электродов 7 или 8 к пациенту.
Достоинства предлагаемого способа, как указывает сам автор, состоят в том, что стимулирующие воздействия могут подаваться в различной временной последовательности на различные мышцы и мышечные группы. Описанная блок-схема хорошо продумана и, по-видимому, могла бы успешно выполнять свои функции. Однако мы не могли установить, была ли она реализована самим автором и какие результаты он получил.
В 1961 г. Либерсоном с сотрудниками [380] было предложено Устройство «функциональной электростимуляции», послужившее основой для построения действующих устройств с биоэлектростимуляцией. Разработанная система предназначалась для избирательной стимуляции малоберцового нерва у больных гемиплегией в переносную фазу шага. Дело в том, что поражение .мото-
нейронов, иннервирующих малоберцовые мышцы, приводит парезу их, сопровождающемуся отвисающей стопой. Такое пора-4 жение затрудняет ходьбу вследствие невозможности осуществить ; тыльное сгибание стопы во время фазы переноса. Применяемая в таких случаях ортопедическая обувь с резиновыми тянками громоздка и некосметична. Больные предпочитают ею не пользоваться. В тех случаях, когда электровозбудимость пораженных мышц сохранена, может быть использована электрическая стимуляция.
Основная идея функциональной электрической стимуляции заключается в том, чтобы заменить выпавшую функцию малоберцового нерва и активировать пораженную мышцу в нужную фазу шага при ходьбе. Для этого в одежде больного размещается портативный стимулятор, произвольно управляемый самим: больным; выход стимулятора подведен к двигательной точке парализованной мышцы. Таким образом, больной может осуществлять произвольный контроль возбуждения парализованной мышцы.
В дальнейшем, на основе исследований Либерсона в Югославии, был создан серийный функциональный электрический стимулятор РО-8 [114, 325]. Он состоит из стимулятора, электродов и выключателя, расположенного в каблуке. Раздражающие стимулы возникают во второй половине опорной фазы шага, когда каблук отслаивается от опорной поверхности и когда срабатывают контакты, включающие стимулятор. Для стимуляции использованы прямоугольные импульсы длительностью 0,2— 1,0 мсек, амплитудой не менее 55 в и частотой следования 30—55 гц. Длительность действия пачки раздражающих импульсов подбирается индивидуально и составляет 0,3—1,7 сек. Для получения более равномерной походки в начале и конце действия стимулов их амплитуда плавно повышается и плавно понижается. Электроды накладываются на кожу над малоберцовым нервом и несколько выше головки малоберцовой кости.
В рассмотренном случае включение стимулятора осуществлялось механическим устройством (пяточным выключателем), срабатывающим в определенную фазу шага. Водовниковым с сотрудниками [43, 483, 484] была предпринята попытка осуществить систему биоэлектрического управления стимулятором с использованием электрической активности передней большеберцовой мышцы здоровой конечности. В этом случае отводимые биопотенциалы подвергались усилению и последующей обработке, включавшей временную задержку на длительность, необходимую для включения стимулятора в нужную фазу шага пораженной конечности.
Первые эксперименты показали техническую возможность построения такого стимулятора, однако для практических целей авторы считают более простым использовать устройство с пяточным выключателем. Для случая стимуляции мышц ног-сущест-
венным является то обстоятельство, что при ходьбе имеет место определенная последовательность смены фаз, и то, что на протяжении двойного шага одна и та же фаза не повторяется. Это положение существенно облегчает создание многоканальных стимулов как с программным, так и с биоэлектрическим управлением. Такая попытка имеется в уже цитированной работе Водовни- кова и др.
Богаче и разнообразнее движения рук, сложнее задачи восстановления их функций. В последние годы определенные надежды в решении этих задач связывают с биоэлектростимуляцией. Естественно, что ее применение эффективно лишь при таких поражениях, когда нарушена иннервация мышц, но их остаточные возможности достаточны для восстановления хотя бы части утраченных функций.
Исследования, выполненные на здоровых людях с использованием многоканальных стимуляторов, показали, что таким путем можно получать относительно сложные движения, звеньев руки.
Для создания конструкции многоканальных стимуляторов Фиделюс и сотрудники [402, 403, 404] специально исследовали зависимости между скоростью и силой сокращения мышцы и такими параметрами электрических стимулов, как их частота, амплитуда, длительность и скорость нарастания. Используемые в стимуляторе параметры следующие: амплитуда импульсов 20— 40 в, длительность 0,2 мсек, частота следования 70 гц. Подключение стимулятора к цепи раздражающих электродов осуществляется с помощью ключа-реле, произвольно управляемого биопотенциалами, отводимыми от мышц донора. Когда их электрическая активность достигает некоторого уровня, реле срабатывает и электрические импульсы поступают на стимулируемые мышцы.
Авторам при биоэлектростимуляции удавалось получать схват пальцами с одновременным сгибанием в локтевом суставе, схват и супинацию предплечья, разгибание пальцев, кисти и др.
Наибольший интерес, пожалуй, представляют исследования, в которых биоэлектростимуляция применяется для восстановления функций пораженных, мышц; В этом направлении сейчас работают в разных странах, особенно интенсивно в СССР, США и Югославии.
Л. С. Алеев и С. Г. Бунимович [3—5] для этих целей разработали шестиканальный стимулятор «Миотон». Биопотенциалы, снимаемые с донора, усиливались и подавались на интеграторы; огибающая ЭМГ поступала на вентильное устройство, к которому подводились также сигналы с импульсного генератора. На выходе вентильного устройства появляются импульсы, амплитуда Которых пропорциональна величине огибающей ЭМГ. Импульсы генератора длительностью 0,05—0,1 мсек с частотой повторения 80—120 гц подбираются в зависимости от индивидуальных особенностей пациента. Проведенные эксперименты позволили
получить некоторые движения и, в частности, хватательные движения (сжатие кисти в кулак); схват тремя пальцами (большим* указательным и средним); разгибание кисти с одновременным! сгибанием предплечья и др.1
Лонг с сотрудниками (клиника Хайленд-Вью, США) [383) ’ разработали ортопедический аппарат — кистедержатель, в котором смыкание кисти достигается пассивно за счет пружины* а раскрытие — активно, путем стимуляции паретичных мышц- разгибателей. Источииком сигналов для управления стимулятором служила мышца с сохранившейся иннервацией (в данном случае трапециевидная). Отводимые от нее биопотенциалы после усиления поступали в стимулятор, частота и амплитуда импульсов которого пропорциональна уровню биоэлектрической активности. Для осуществления раскрытия кисти пациент делает легкое движение плечом, посылая управляющее воздействие на стимулятор.
Исследования этой системы показали, что разжатие кисти происходило по-разному, хотя величина управляющего сигнала в опытах оставалась постоянной. Это было связано с некоторой нестабильностью работы стимулирующего устройства. Но такое несоответствие между стимулирующим сигналом и выполняемым движением принципиально может возникнуть из-за бодее суще-: ственных причин, например большого числа одновременно раздражаемых мышц, изменения сопротивления, преодолеваемого мышцами, их утомления, смещения отводящих и стимулирующих электродов и т. п. Коррекция движения с помощью визуальной обратной связи не всегда может быть эффектной; она требует дополнительного времени.
Эти трудности.стали особенно сказываться при использовании многоканальной биоэлектростимуляции. Поэтому исследователи Кейсовского технологического института (США) разработали устройство биоэлектростимуляции, снабженное следящей системой. Эта система предназначена для сравнения реального положения звеньев стимулируемой конечности с тем, которое должно быть достигнуто усилиями стимулируемых мышц. В простейшем случае используются датчики угловых перемещений, показания которых сравниваются с заданным, а вырабатываемый сигнал рассогласования подается в стимулятор, изменяя режим его работы.
В многоканальных системах биоэлектростимуляции, когда необходимо контролировать движения звеньев в нескольких суставах, предлагается использование вычислительной машины для учета не только углового положения в суставах, но и угловых скоростей. На рис. 33 приведена блок-схема системы биоэлектростимуляции со следящими обратными связями [43, 428, 485]. Применение таких устройств наряду с повышением точности работы обеспечивает еще и некоторую адаптивность системы — возможности автоматической подстройки параметров стимули-
рис. 33. Блок-схема многоканальной биоэлектростимуляции со следящими обратными связями "-
- ЦНС;
— скелетные мышцы;
— специализированная вычислительная маши
на;
4 — стимуляторы;
Л^—М—стимулируемые мышцы ноги;
6 — угловые датчики;
— визуальная обратная связь;
— тактильно-вибрационная обратная связь
рующего сигнала. Однако, если использовать собственную электрическую активность стимулируемых мышц, то контроль за уровнем их активности может быть осуществлен путем «биоэлектролокации» [5, 235]. Сущность этого способа состоит в том, что об активности стимулируемой мышцы судят по электромиограмме, отводимой через раздражающие электроды. Реализация этого способа сопряжена с использованием специальных технических приемов разделения стимулирующих импульсов и вызванной электромиограммы. Алеев и Бунимович предложили для этой цели два способа: разделение по времени (отведение вызванной ЭМГ осуществляется в паузах между стимулирующими импульсами) и разделение по частоте. ■
Определенный методический интерес представляют разработки, реализующие принцип биоэлектростимуляции и используемые в физиологическом эксперименте' для изучения оптимальных параметров стимуляции мышц. К. Д. Груздевым и М. П. Спичен- ковым [55] впервые был разработан лабораторный следящий стимулятор с искусственным контуром обратной связи, позволяющий автоматически выбирать в каждый момент оптимальную частоту раздражений.
Работа стимулятора изучалась на нервно-мышечном препарате лягушки. Выход стимулятора — генератора импульсных сигналов — был соединен с нервом, а его вход — с мышцей". Частота стимулов пропорциональна амплитуде входного сигнала. При подключении стимулятора к препарату возникало резкое увеличение частоты его работы, которое могло достигать 400 гц. Однако даже значительно меньшая частота вызывала переход препарата из зоны оптимума в область пессимума, а это ведет к уменьшению амплитуды сигнала, поступающего на вход
стимулятора, т. е. происходило как бы сбрасывание частоты сти^ муляции до уровня, при котором восстанавливается оптимальный- ответ. Эксперименты подтвердили преимущества автоматической го выбора оптимума работы мышцы, что выражается в замедле- нии развития процесса утомления. Эта работа показала возможность построения самонастраивающихся биоэлектростимуляторов^
Рассмотренные примеры не исчерпывают всех возможностей метода биоэлектростимуляции. По-видимому, практическое применение его будет со временем расширяться. Однако уже сейчас можно высказать некоторые ограничения, касающиеся возможностей использования этого метода. Прежде всего, укажем на то„ что биоэлектростимуляция не может в полной мере заменить естественные команды, которые получает мышца при сохранной связи с ЦНС. Это ограничение определяется прежде всего тем, что многоканальная и дифференцированная система связи в здоровом организме заменяется менее дифференцированной системой с заведомо меньшим числом исполнительных органов (эффекторов). Другим ограничением является то, что при электрической стимуляции и, в частности, при биоэлектростимуляции порядок вовлечения аксонов, определяющийся их диаметром, окажется противоположным тому, который бывает в естественных условиях. ..
Кроме этого, при стимуляции мышцы, наряду с двигательным эффектом, возникают изменения в афферентации, идущей от стимулируемой мышцы. Эти изменения обусловлены, с одной стороны, одновременной стимуляцией не только двигательных,, но и чувствительных нервов (пороги которых в некоторых нервных стволах даже ниже порогов моторных аксонов), с другой стороны, блокированием афферентных сигналов, попадающих в фазу рефракторности после воздействия стимулирующими импульсами. Ограничениями применения биоэлектростимуляции может быть также непостоянство порогов, их изменение по ходу вызванного движения, близость порога раздражения к болевому порогу у пораженных мышц и т. п. Тем не менее накопленный к настоящему времени положительный опыт применения биоэлектростимуляции позволяет надеяться на то, что сфера использования этого метода стимуляции будет расширяться.
СИСТЕМЫ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ,ПРИМЕНЯЕМЫЕ В ТЕХНИКЕ
Совершенствование биотехнических систем управления, т. е. таких систем, в которых роль управляющего звена играет человек-оператор, в настоящее время представляет актуальную задачу. Подавляющее большинство биотехнических систем основано на использовании управляющих сигналов, формируемых человеком-оператором за счет перемещения частей тела (движений рук, ног, изменения положения центра тяжести тела, перемеще-
нием туловища и т. п.). Увеличение скорости переработки информации и выдача управляющих сигналов, повышение надежности и работоспособности системы в специфических условиях — все это требует поиска таких управляющих сигналов, которые позволили бы человеку-оператору, справиться с поставленными зада- чаМ'И.
Представляет большой практический интерес использование в качестве основы для формирования управляющих сигналов в биотехнической системе не моторной, а биоэлектрической компоненты движений [103, 397].
Можно попытаться сформулировать особенности и преимущества биотехнических систем, использующих биоэлектрические потенциалы и, в конечном итоге, расширяющие функциональные возможности оператора.
Биоэлектрические системы обладают повышенным (на 40— 80 мсек), по сравнению с ручным управлением, быстродействием.
Имеется возможность использовать для управления техническими устройствами «нетипичные» мышцы (например мимические мышцы лица, мышца живота, спины и др.), а также другие мышцы, мало участвующие в основных видах движений.
Повышение надежности управления за счет использования биоэлектрической системы в качестве дублирующей. ’ ■;
Облегчение естественных движений оператора путем создания сервосистем, управляемых биопотенциалами.
Использование управления по типу «биоэлектрического образа» позволяет создать системы одновременного и независимого управления большим числом устройств.
Выработанные в нормальных условиях координированные навыки 'биоэлектрического управления механизмами не нарушаются в усложненных условиях (перегрузки, невесомость и т. д.).Например, биоэлектрическая система позволяет осуществить управление в условиях почти полной вынужденной неподвижности.
Имеется возможность включения в биотехническую систему устройств биоэлектростимуляции, позволяющих произвольно или по определенной программе управлять отдельными движениями или целым комплексом сложных движений оператора.
Использование биопотенциалов отдельных органов и тканей в диагностических целях позволяет оценивать и следить за функциональным состоянием оператора.
Перечисленные выше особенности и преимущества биоэлектрического управления позволяют эффективно проектировать такие системы, в которых необходимо: во-первых, уменьшить время регулирования; во-вторых, увеличить силовые возможности человека и, наконец, обеспечить одновременное и независимое управление большим числом переменных.
Рассмотрим реализованные к настоящему времени или проектируемые технические системы с биоэлектрическим управлением.
Рис. 34. Экспериментальная установка при слежении за целью
— генератор возмущений;
— визуальный индикатор;
— цель;
— следящая точка;
— рукоятка управления;
— съем биопотенциалов;
— усилитель биопотенциалов;
— фильтр выделения огибающей;
— аналоговое устройство;
— регистрирующее устройство
// — переключатель
Любое взаимодействие человека-оператора с техническим устройством связано с определенной затратой времени. Это время от момента появления сигнала до реализаций движения складывается из времени восприятия, переработки информации, посылки ее к исполнительным элементам (мышцам) и инерционности самих исполнительных элементов. Как показывают психофизиологические эксперименты, время простых сенсомоторных реакций человека составляет не менее 120—150 мсек.
Между тем при управлении аппаратами, передвигающимися с большими скоростями, и при необходимости осуществления внезапного маневра сокращение этого времени крайне желательно. Оно может быть достигнуто за счет использования биоэлектрического управления, так как появление биопотенциалов в мышце предшествует ее механическому эффекту на 40—80 мсек. Следовательно, замена ручного управления биоэлектрическим приведет к уменьшению задержки. Проверка этого положения и возможности использования БЭСУ в задачах слежения за перемещающейся целью проведены рядом исследователей [284, 295, 494].
Экспериментальная установка, использованная в наших исследованиях, состояла из индикатора, генератора, задающего сигнал и органа управления (рис. 34). Она позволила регистрировать и определять параметры переходных процессов как биоэлектрической, так и ручной системы управления. Входным сигналом для оператора явилось появление на экране осциллографа луча (метка «цель»). Другая метка — «следящая» являлась сигналом обратной связи и положение ее на экране было пропорционально либо положению угла поворота рукоятки, либо степени напряжения мышцы.
Задача испытуемого заключалась в том, чтобы при восприятии внезапно появляющейся команды (задающего сигнала) произвести с максимально возможной скоростью соответствующее ответное действие (отслеживание заданного уровня). Оператор должен был с помощью ответного действия свести к нулю рассогласование между уровнем, соответствующим команде, и уровнем, соответствующим ответному действию. В экспериментах за-
рис. 35. Осциллограммы при. слежении за цепью
/ — возмущение;
— механограмма движения; .
— огибающая ЭМГ;
/п ЭМГ — латентный период по ЭМГ;
/л.м —латентный период по моторной реакции оператора;
/уст — переходный процесс
давались четыре дискретных уровня. Подача „команд осуществлялась в произвольной последовательности. Передаточное отношение биоэлектрического канала составляло 0,4 ммГмкв. При ручном управлении оператор перемещал «следящую» метку с помощью поворота рукоятки, инерцией которой можно было пренебречь. В этом случае передаточное отношение рукоятки составляло 5 мм/град. Величина задающего воздействия и реакция оператора регистрировались (рис. 35). ■ ■
В экспериментах принимали участие три оператора, обладавших навыками управления ручной и биоэлектрической системами. В каждом отдельном случае оператору предлагалось не менее 10 попыток; Латентный период при ручном управлении по усредненным данным составлял 240 мсек, а при биоэлектрическом управлении 203 мсек. , '
Другим примером может служить разработка фирмы «Данлэп Ассошиэйтс» (США) устройства включения систем управления самолетом от биопотенциалов мышц [218] . Электроды, отводящие сигналы управления, закрепляются в шлеме пилота и в местах соприкосновения с мимическими мышцами лица. Используя биоэлектрическую систему, удалось уменьшить время включения устройства на 80 мсек. Особенностью данной системы является также то, что в ней используются для включения «нетипичные» мышцы и предусмотрена возможность автоматического переключения на ручное управление спустя 125 мсек после срабатывания устройства. '
Выигрыш во времени может быть полезен и при управлении автомобилем. Обычно время от момента принятия водителем решения затормозить движение автомобиля до начала торможения составляет 0,45—0,5 сек. Водовником [482] описано устройство включения электротормоза от биоэлектрических сигналов при движении мышц бровей. Эксперименты показали, что задержка может быть уменьшена до 0,35 сек. Это значит, что при скорости движения автомобиля 50 км[час «биоэлектрический тормоз» позволит сократить тормозной путь на 5 м.
. В настоящее время исследуется возможность замены ручного управления периодически включаемым биоэлектрическим для
пилотирования самолетов и космических кораблей в условиях, при которых оператор уже не в состоянии свободно перемещать рычаги и штурвалы управления.
При резких изменениях скорости, когда возникают большой величины перегрузки, человеку трудно, а подчас и невозможно произвести быструю и точную коррекцию-направления корабля. В. И. Бабушкин и сотрудники [14] показали, что с возрастанием величины действия перегрузки появляется и возрастает электрическая активность скелетных мышц. При этом в начале действия перегрузки электрическая активность достигает больших значений, чем в стационарном режиме. Оператор, подвергающийся поперечной перегрузке примерно в 5 ч-8 ед., уже не в состоянии осуществить достаточно координированные движения руками. Это усугубляется еще и тем, что оператору требуется преодолеть дополнительные усилия, связанные с механическим сопротивлением скафандра или высотно-компенсирующего костюма. Поэтому- в подобной ситуации может потребоваться механическая помощь, движущейся руке или поддержка ее в требуемом положении.
В одной из таких систем движение штурвала, управляющего тангажом самолета, заменено подачей 'биоэлектрических сигналов от двуглавой и трехглавой мышц плеча, а рука пилота закрепляется на подлокотнике, -связанном со штурвалом. Третьим источником сигналов являются мимические мышцы лица. При постоянной величине тангажа пилот, напрягая мышцы лица, поддерживает постоянный курс самолета [268].
В другом устройстве, действующем также при перегрузках, осуществляется более сложная задача — перемещение руки, помещенной в аппарат-шину, «вверх — вниз», «к себе — от себя» при помощи биопотенциалов мышц. Эта задача была решена совместными усилиями космической лаборатории и биотехнической лаборатории калифорнийского университета [398, 473]. К катапультному креслу типа «Мер,курий» крепился кронштейн с шиной, поддерживающей руку оператора в требуемом положении. Действия перегрузок (до 10 ед.) моделировались с помощью пружин, противодействующих движениям руки. Шина перемещалась с помощью электроприводов, управляемых биопотенциалами мышц плечевого пояса.
Рассмотрим эту работу более подробно, так как на ее примере можно еще раз проиллюстрировать принцип управления по типу «биоэлектрического образа».
Первый этап исследования состоял в выборе основных мышц, участвующих в заданных движениях руки, и разработке логики управления шиной. Биопотенциалы шести мышц плечевого пояса (табл. 2), участвующих в движении руки «вверх — вниз», «к себе — от себя», записывались на ленте магнитофона при искусственно создаваемых перегрузках в 1, 3 и 6 ед. Далее сигналы с выхода магнитофона, сглаженные фильтрами низких частот,
Таблица 2
Активность мышц плечевого пояса при различных движениях руки
Мышца
Движение руки
вверх
к себе
вниз
от себя
I и II варианты
I и II варианты
Широкая мышца спины
0
0 0
1
0 0
Передняя головка дельтовидной мышцы
1
0 0
0
0 1
Задняя головка дельтовидной мышцы
0
0 0
1
0 1
Двуглавая
1
0 1
0
1 0
Трехглавая
0
1 0
1
0 1
Большая, грудная
0
0 1
0
0 0
использовались для составления таблиц. Для каждой мышцы и для каждого движения определялись подпороговые (относительно некоторого уровня) и надпороговые значения амплитуд сигналов; подпороговые значения обозначались О, надпороговые —1.
В табл. 2 приведены усредненные данные, полученные в экспериментах с шестью испытуемыми, при больших величинах нагрузок.
Обработка результатов показала, что для практических целей можно ограничиться только четырьмя мышцами (табл. 3), в результате чего логическое устройство может быть упрощено. Результаты исследований четырех запрограммированных движений показали, что процент правильных движений возрастал по мере числа проб и, в конечном итоге, стабилизировался «(исследования для каждого испытуемого продолжались до 3—4 часу
Таблица 3
Логика управления четырьмя мышцами
Мышца
Движение руки
вверх
вниз
к себе
от себя
I и II варианты
Головки дельтовидной мышцы
передняя
►средняя
1
0
0
0
0 0
1
0
0
1
задняя
0
1
0
0
0
Большая грудная
, 0
0
1
1
1
то, что мышцы, на лись в работу. Пото, что мышцы, на лись в работу. ПоВторой этап работы заключался в исследовании динамики управления движением шины в одной плоскости «вверх — вниз» и должен был позволить ответить на вопрос: сможет ли оператор точно управлять шиной руки? Скорость перемещения шины задавалась экспериментатором вручную, а испытуемые должны были, управляя биоэлектрической системой, остановить движение и поддерживать шину в заданном положении. После короткого периода тренировки, длящегося 1—2 мин, все четверо испытуемых были способны управлять движением «вверх — вниз». Они также успешно (90% случаев) выполняли эту задачу при подаче слуховых или визуальных команд. Задержка во времени от момента сокращения мышц до начала движения шины составляла около 0,2 сек.
то, что мышцы, на лись в работу. По
то, что мышцы, на лись в работу. По
И, наконец, в третьей серии экспериментов исследовалась задача манипулирования органами управления. Задача оператора заключалась во включении и выключении тумблера и повороте потенциометра, регулирующего яркость освещения индикаторной лампочки. Движения руки вверх начинались из начального положения до угла в 60°, а затем движение руки должно было быть прекращено и осуществлено выключение тумблера. При скорости движения шины в 6,8 град]сек оператор мог выполнить манипуляции без срабатывания серводвигателей, перемещающих руку «вверх — вниз», «к себе — от себя». Это указывало на которых укреплялись электроды, не вовлека- мере возрастания скорости движения наблюдалось ухудшение точности манипулирования.
j Таким образом, используя электриче- 11 скую активность трех головок дельтовид- ной и большой грудной мышц, можно построить счетно-решающее логическое устройство, обеспечивающее любое из четырех основных движений шины. При этом мелкие движения кисти не оказыва- , ли влияния на работу логического устройства. Нет принципиального различия между управлением протезами и различного i рода- функциональными манипуляторами. ! Естественно, поэтому принципы биоэлектрического управления находят применение и в разработке манипуляторов.
До недавнего времени манипуляторы применялись главным образом для дистанционного воспроизведения движений ; рук человека в условиях, в которых его
Рис. 36. Первый биоэлектрический манипулятор
пребывание опасно или недопустимо (атомная и химическая Промышленность, глубоководные исследования и др.). Теперь интерес к манипуляторам и другим антропоморфным механизмам существенно возрос в связи с расширяющимся использованием манипуляторов в промышленности для выполнения самых разнообразных производственных процессов [95].
Первая попытка создания 'биоэлектрического манипулятора принадлежит советским исследователям и относится к началу развития БЭСУ. В 1957 г. был разработан гидравлический привод для искусственной руки, клапаны которого управлялись с помощью биопотенциалов оператора (рис. 36).
По этому пути возможно создание разнообразных по функциональному назначению роботов, послушно отслеживающих движения человека.
Другая задача состоит в созданйи технических устройств, обладающих такой же подвижностью, как и двигательный аппарат человека, но отличающихся от него, например, резким увеличением развиваемых усилий, переносимых нагрузок. Уже известно несколько разновидностей «Мап ampliefiers», в управлении которыми используются биопотенциалы скелетных мышц. Так, в течение многих лет Корнельская космическая лаборатория разрабатывает экзоскелетон, который представляет собой сложный механизм, состоящий из 46 вращательных лар [329, 418, 421]. Конструкция и расположение этих сочленений выбраны так, что экзоскелетон, будучи надетым на человека, не стесняет его движений. Подвижные сочленения оснащаются сервоприводами, благодаря которым человек сумеет развивать усилия, значительно превышающие естественные. Управление -сервоприводами должно осуществляться от биопотенциалов мышц. По расчетам разработчиков человек в экзоскелетоне сможет выдерживать большие нагрузки, развивая мощность до 15 л. с. при пиковом значении ее в 90 л. с.
Другой пример «мышечного усилителя» — «кибернетический антропоморфный механизм», разрабатываемый фирмой «General Electric». Такой ходячий гигант высотой в двухэтажный дом будет управляться биопотенциалами скелетных мышц человека- оператора, помещенного внутрь этого механизма. Предполагается для более гибкого управления использовать сигналы обратной связи непосредственно от отдельных сочленений механизма и воздействовать этими сигналами на отдельные чувствительные участки кожи человека. Эти примеры иллюстрируют скорее наметившиеся проекты, чем законченные разработки. Трезво оценивая трудности на пути реализации таких систем, мы полагаем, что принципы биоэлектрического управления будут совершенствоваться и их применение в разработках антропоморфных механизмов окажется полезным.
Глава IV
УПРАВЛЕНИЕ БИОПОТЕНЦИАЛАМИ СЕРДЦА
«Сердце животных — источник жизни, начало всего,, солнце микрокосма, от которого зависит вся жизнь, вс» свежесть и сила организма».
В. Гарвей [48].
ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАММА
КАК ИСТОЧНИК УПРАВЛЯЮЩИХ СИГНАЛОВ
Впервые наличие электрической активности сердца было обнаружено в 1856 г. Келликером и Мюллером [375] посредством физиологической-индикации— они наблюдали синхронные с сокращениями сердца вздрагивания икроножной мышцы лягушки,, нерв которой соприкасался с сокращающимся сердцем. В 1876 г. с помощью капиллярного электрометра Марей впервые^записал токи действия сердца.
Первая запись ЭКГ в том виде, в котором она в настоящее время хорошо известна, была осуществлена Эйнтховеном в 1904 г. с помощью разработанного им струнного гальванометра.. После работ Эйнтховена электрокардиография как метод исследования сердечной деятельности получила широкое распространение как в условиях физиологического эксперимента, так и в клинике. Благодаря исследованиям Эйнтховена [297], Льюиса [379], А. Ф. Самойлова [163], Винтерберга [504], Ротбергера [439, 440, 441], В. Ф. Зеленина [84] и Л. И. Фогельсона [187], ставших сейчас классическими, сложились первые представления о генезе отдельных элементов электрокардиограмм и связи этих элементов с возникновением и распространением возбуждения в различных отделах сердца, а также с экстракардиальными влияниями.
Подробное описание нормальной и патологической ЭКГ достаточно полно освещено во многих руководствах.
Для последующего изложения представляется необходимым описать наиболее существенные элементы ЭКГ и оценить возможности использования их в качестве управляющих сигналов.
На рис. 37 представлена нормальная ЭКГ человека. Она состоит из строго последовательных колебаний биопотенциалов, именуемых зубцами ЭКГ, которые отделены друг от друга относительно постоянными по времени интервалами. Зубцы и интервалы ЭКГ дают возможность судить о таких важных показате-
ляХ работы сердца, как автоматизм, скорость проведения возбуждения, наличие или отсутствие добавочных очагов возбуждения. Помимо этого некоторые изменения структуры ЭКГ достаточно строго коррелируют с изменениями метаболизма как всего миокарда, так и его различных отделов.
Из сказанного можно сделать заключение, что ЭКГ в целом и ее отдельные элементы весьма информативны, так как отражают важные стороны деятельности сердца и, следовательно, могут быть использованы в качестве управляющих сигналов в системах биоэлектрического управления.
Кратко остановимся на описании отдельных элементов ЭКГ здорового человека. При этом мы будем обращать специальное внимание на связь между зубцами ЭКГ и возникновением и распространением процесса возбуждения по миокарду. В нормальных условиях возбуждение периодически возникает в синусовом узле, что и определяет нормальный синусовый ритм, который колеблется у практически здоровых людей в покое в довольно широком диапазоне, от 50 до 90 сокращений в минуту. О нем можно судить по наличию и форме зубца Р и продолжительности интервала Р— Q.
Зубец Р — первый положительный (направленный вверх} зубец ЭКГ, имеющий, как правило, округлую правильную форму. Зубец Р в норме отражает прохождение возбуждения по предсердию. Его величина обычно не превышает 0,15—0,2 мв, а длительность 0,1—0,17 сек. Необходимо иметь в виду, что не только в случаях патологии, когда отсутствует нормальный синусовый ритм, но и в норме у лиц молодого возраста (примерно в 1,5— 2%) на ЭКГ, снятых в состоянии покоя — лежа, зубец Р может отсутствовать.
Относительно небольшая величина зубца Р, трудности его автоматического выделения существенно затрудняют его использование как сигнала, могущего выполнить командную роль. Тем не менее имеются задачи, в которых необходимо в целях управления использовать именно зубец Р. Речь идет о случаях нару-
предсердий к желудочкам, в результате чего наступает полная или частичная блокада проведения (подробнее см. далее).
Желудочковый комплекс ЭКГ, отражающий распространение возбуждения и фазу восстановления возбудимости желудочков, состоит из четырех зубцов: Q, 2?, S и Т.
Зубец Q — непостоянный элемент желудочкового комплекса. Он отсутствует более чем у 15% здоровых людей. Величина этого отрицательного зубца крайне невелика — 0,05—0,2 мв. В настоящее время зубец Q не используется в целях управления, и перспективы его использования в качестве управляющего сигнала весьма проблематичны.
Зубец 7? является наиболее постоянным элементом желудочкового комплекса. Его амплитуда относительно велика и составляет 0,5—2,5—3 мв. Именно поэтому зубец R наиболее широко используется в качестве командного сигнала во многих устройствах, управляемых биопотенциалами сердца.
Зубец S, так же как и зубец Q, непостоянен. Величина этого отрицательного зубца колеблется в пределах от 0,05 до 0,3 мв.
Зубец Т — конечный зубец желудочкового комплекса. Его амплитуда в норме обычно составляет 25—40% от амплитуды зубца R. Этот зубец весьма лабилен: он быстро изменяется при физической нагрузке, развитии гипоксии, гипервентиляции и т. д. При этом величина зубца Т может варьировать в широких пределах так, что он может полностью сглаживаться или становиться даже отрицательным. Изменения зубца Г и положение интервала S — Т относительно изоэлектрической линии имеют исключительно большое значение для диагностики многих заболеваний сердца, в частности для определения эффективности кровоснабжения миокарда желудочков. Существенным является то обстоятельство, что изменения —смещения относительно изоэлектрической линии интервала S—Т, а также некоторое изменение величины и формы зубца Т, являются характерными показателями развития инфаркта миокарда. Из сказанного можно, сделать заключение о целесообразности использования зубца Т и S — Т сегмента ЭКГ в качестве управляющих сигналов при построении диагностической аппаратуры, автоматически сигнализирующей, например, о развитии острого расстройства коронарного кровообращения.
Говоря об использовании элементов ЭКГ в целях управления, нельзя не отметить того, что величина зубцов ЭКГ и их форма зависят от способа отведения ЭКГ. Задачи биоуправления определяют во многих случаях способ отведения биопотенциалов сердца. Так, например, в системах биоуправления, предназначенных для длительного наблюдения и автоматической сигнализации о состоянии сердечной деятельности человека в случаях, когда невозможно исключить движения пациента и другие причины, ведущие к помехам, необходимо использовать наиболее помехоустойчивые отведения, т. е. отведения, в которых зубец R
имеет максимальную величину. В связи с этим заслуживает вни- мани'я . использование различных прекардиальных отведений, в которых амплитуда зубца R достигает максимальных значений, а помехи от биопотенциалов мышц относительно невелики.
Создание систем биоэлектрического управления от ЭКГ, по- видимому, было связано прежде всего со стремлением исследователей глубже проникнуть в изучение физиологии сердца.
Ритмическая деятельность -сердца с относительно постоянными интервалами между сокращениями обусловлена самой природой сердечного автоматизма .и достаточно постоянными условиями распространения возбуждения по миокарду [54]. Это определяет и соответствующий характер биоэлектрической активности сердца, строго закономерную последовательность зубцов, и интервалов в ЭКГ и определенную связь их с фазами кардиоцикла.
На протяжении сердечного цикла меняются все его параметры: показатели возбудимости, характер сокращения, коронарный кровоток, афферентная импульсация и др. Изучение этих параметров в их временной динамике представляет существенный интерес в связи с исследованием самого сердца, а также всей системы кровообращения.
Это и явилось основной причиной, побудившей исследователей искать методические пути, открывающие возможность изучения сердца в различные моменты его деятельности. Для этого необходимо было найти способ, который позволял бы в заданный момент как бы остановить сердечную деятельность на короткий период для того, чтобы снять необходимые функциональные, анатомические и биохимические характеристики сердца; определить возбудимость, установить его геометрические параметры, измерить уровень коронарного кровотока или же получить данные о метаболизме.
До введения в физиологический эксперимент электронной техники, хотя и были попытки исследовать некоторые физиологические характеристики сердца в различные фазы его деятельности посредством использования в качестве управляющих сигналов механических эффектов, закономерно возникающих в процессе сердечной деятельности и достаточно строго связанных с определенными фазами кардиоцикла, однако полученные результаты были весьма скромны. Только введение радиотехниче* ских средств позволило успешно решить эту задачу.
КАРДИОСИНХРОНИЗАТОР
И ЕГО ИСПОЛЬЗОВАНИЕ В ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКИХ ЦЕЛЯХ
В 1863. г. Марей открыл рефракторную фазу сердца. Он обнаружил, что электрическое раздражение большой силы, наносимое в течение систолы желудочка, не вызывает добавочного сокращения— экстрасистолы, которая закономерно возникает в
■случае, если электрическое раздражение, даже меньшей силы, будет нанесено во время диастолы. Это исследование было проведено Мареем на сердце лягушки, визуальное наблюдение за сокращением которого и определяло момент нанесения раздражения. Исследования Марея привлекли внимание многих физиологов к изучению фазовых изменений возбудимости сердца, их зависимости как от различных физиологических воздействий, так и от физиологических параметров раздражающего тока. При электрическом раздражении сердца млекопитающих животных, помимо экстрасистолы или множества экстрасистол, в некоторых случаях отмечалось возникновение фибрилляции.
Изучение механизма возникновения фибрилляции желудочков сыграло определенную роль в создании методики биоэлектрического управления с использованием зубца R в качестве управляющего сигнала.
В экспериментальных работах Гуккера [342] Уиггерса [503] и других было обнаружено интересное явление: оказалось, что лри небольшой продолжительности действия электрического тока в одних случаях у собак возникает фибрилляция желудочков, в других нет. Естественно, что одним из предположений, объясняющих этот эффект, явилось то, что электрическое раздражение попадало в различные фазы сердечного цикла. При этом-, по-ви- димому, имелась такая фаза, в которой возникновение фибрилляции было резко облегчено. В дальнейшем эта фаза была обнаружена и названа ранимой (vulnerable). Для исследования природы этого явления в 1936 году группа американских физиологов и инженеров: Феррис, Кинг, Спенс и Вильямс [301] провела экспериментальную работу на интактных овцах. Электрическое раздражение сердца осуществлялось через электроды, закрепленные по обеим сторонам грудной клетки подопытного животного. Включение раздражающего тока с помощью электронного реле производилось в различные фазы кардиоцикла. В качестве управляющего сигнала использовался зубец 7? подопытного животного, который через определенный, регулируемый экспериментаторами отрезок времени включал раздражающий ток. Таким образом, впервые был практически осуществлен принцип биоэлектрического управления.
Работа этих авторов была опубликована в одном из технических журналов (Electrical Engineering) и длительное время оставалась не замеченной физиологами. Этим, по-видимому, мож1- но объяснить то, что в систематических исследованиях возбудимости сердца в различные фазы кардиоцикла (Брукс, Гофман, Саклинг и другие [269]) использовалось два генератора: один из них выполнял роль искусственного водителя ритма, а второй использовался в качестве генератора электрических импульсов, тестирующих состояние возбудимости миокарда. Регулируя величину задержки, авторы могли подавать тестирующий сигнал в различные фазы кардиоцикла. Заметим, что в этом обстоятельном
исследовании, получившем широкое признание, возбудимость миокарда изучалась в условиях выключения нормального синусового ритма и его замены искусственным водителем. Естественно, что особенно заманчивым было получение возможности изучения изменения возбудимости миокарда в различные фазы кардиоцикла при условии сохранения естественного ритма. Реализация такой возможности не представляла принципиальной трудности в связи с развитием радиоэлектроники. Поэтому почти одновременно в разных странах появились работы, в которых с целью изучения возбудимости миокарда в различные фазы кардиоцикла использовалась специальная электронная аппаратура, названная кардиосинхронизирующей.
В 1959 г. такая аппаратура была разработана нами для исследования возбудимости миокарда [61]. К настоящему времени известны различные конструкции кардиосинхронизатора, обусловленные спецификой требований, которым должен отвечать прибор. К этому вопросу мы еще вернемся ниже. Здесь же необходимо отметить, что в любой модификации кардиосинхронйза- тор должен состоять из трех функциональных блоков: блока формирования электрокардиографического сигнала, блока регулируемой задержки и блока формирования управляющего импульса. Помимо этих функциональных узлов в схему кардиосинхронизатора обычно включают устройства оптической индикации,, дающие возможность наблюдения на экране осциллоскопа за ЭКГ, устройства для записи ЭКГ и отметок срабатывания выходного блока. ■
В зависимости от назначения выходного устройства конструкция кардиосинхронизатора может меняться. Так, например, если на выходе кардиосинхронизатора будет применен генератор' электрических импульсов, предназначенный для электрической стимуляции сердца, то в зависимости от цели исследования я устройстве можно предусмотреть включение стимулятора в каждом цикле или включение в каждом 10-м, 20-м и т. д. цикле.
При включении на выходе кардиосинхронизатора рентгеновского аппарата кардиосинхронизатор должен обеспечить включение рентгеновского аппарата один, два раза в разные фазы одного и того же кардиоцикла с последующим блокированием аппаратуры в последующих циклах. Эти особенности устройства кардиосинхронизатора мы подробнее рассмотрим при анализе конкретных применений кардиосинхронизатора в диагностических и лечебных целях. -
Поскольку в некоторых случаях для управления могут использоваться одновременно два или большее число сигналов, притом не являющихся биоэлектрическими по своему происхождению, в конструкции синхронизирующего устройства должен быть предусмотрен дополнительный канал, позволяющий помимо фазы кардиоцикла учитывать фазу другого сигнала, например» дыхания (пневмокардиосинхронизация). -
Кардиосинхронизирующие устройства могут быть построены тю типу универсальных, конструкция которых предусматривает возможность использования их для управления набором разнообразных выходных устройств. Другой тип — специализированные кардиосинхронизаторы, предназначенные, например, для рентгенографии (фазорентгенокардиограф), исследования возбудимости миокарда (кардиоэксцитограф) и др.
Кардиосинхронизаторы могут иметь два режима работы: режим однократного действия, с последовательной выдачей одной или двух команд для управления в кардиоцикле, и режим непрерывного действия, обеспечивающий выдачу одной или двух команд в каждом текущем кардиоцикле и отвечающий наперед заданным условиям.
На рис. 38 приведена принципиальная схема простейшего кардиосинхронизатора, разработанного авторами в 1959 г. [62]. Входной сигнал снимается с выхода электрокардиографа любого типа. Лампа Лх включена по обычной схеме ждущего мультивибратора с катодной связью, в анодную цепь которой включена одна из обмоток поляризованного реле. Зубец R ЭКГ вызывает срабатывание ждущего мультивибратора. При этом реле Р\ срабатывает. Контакт Ki замыкает анодную цепь тиратрона Л2 и начинается заряд конденсатора С4 через регулируемое сопротивление R^. В момент, когда напряжение на емкости С4 достигает величины потенциала зажигания тиратрона, возникает разряд и срабатывает реле Р^ группа контактов которого К21 приводит в действие выходное устройство. Группа контактов К22 включает другую обмотку этого поляризованного реле Рх, якорь которого перебрасывается в другое положение, одновременно разряжается емкость С4 и схема возвращается в исходное положение.
Постоянная времени схемы меняется в пределах от 0,02 до 2 сек. Следует иметь в виду, что в случае необходимости включения выходного устройства в начале систолы, в момент, совпадающий; на ЭКГ с восходящим коленом зубца R, вследствие неко-
Рис. 38. Схема кардиосипхронизатора
ЭКГЭКГПрограммы селектораПрограммы селектора
ЭКГ
ЭКГ
Программы селектора
Программы селектора
риС 39. Блок-схема кардио синхронизатора
/ — блок усиления и формирования импульсов;
— осциллограф;
— блок запуска;
_ счетчик импульсов;
— блок управления;
— селектор Р зубца;
— селектор импульсов;
— блок задержки;
— коммутатор;
Ih 12 — исполнительные устройства
торой инерционности реле и всей системы, может возникнуть необходимость задержки на величину, незначительно превышающую период кардиоцикла.
В описанном кардиосинхронизаторе задержка от вершины зубца R до момента включения прибора являлась постоянной наперед выбранной величиной. Однако точность попадания управляющего сигнала в выбранный фазовый интервал кардиоцикла возможна лишь при условии постоянства фазовых соотношений в кардиоцикле за время исследования. Это условие выполняется лишь в ограниченных случаях. В основном же фазовые соотношения в кардиоцикле не остаются постоянными, и даже у здоровых людей, находящихся в состоянии покоя, могут значительно изменяться с изменением частоты сердечных сокращений.
Поэтому случайный характер генерации импульсов сердцем требует при разработке приборов применения эффективных приемов защиты используемых оконечных устройств от ложных срабатываний. Особенно жестко это условие должно выполняться в режиме однократного действия системы биоуправления, когда повторные исследования в силу различных обстоятельств исключаются.
Такой прибор — универсальный кардиосинхронизатор — был разработан группой исследователей: В. С. Гурфинкелем, А. В. Худяковым, А. В. Якименко и В. Т. Яшковым [70]. Блок- схема прибора приведена на рис. 39.
Электрокардиосигнал поступает на блок усиления и формирования импульсов, на блок.запуска и на осциллографический блок. Сформированная последовательность импульсов, соответствующая началу и концу комплексов сердечного цикла, поступает на вход селектора Р зубца ЭКГ, блок счетчика импульсов. Блок запуска задает начало работы счетчика, который работает все время. Со счетчика снимается импульс, соответствующий концу зубца Т, а следовательно, и концу электрической систолы
сердца (рис. 40), и подается на вход блока управления. Блок управления выдает команду селектору Р зубца ЭКГ на принятие очередного Р зубца следующего комплекса и задает начало работы блоку селекции импульсов в заданном интервале времени. Очередной Р зубец ЭКГ, если он находится в заданном интервале времени, оговоренном при исследовании, включает блок задержки, который может выдать один или два импульса в зависимости от условий работы конечной аппаратуры. Задержка выбирается в зависимости от программы исследования. Возвращение схемы в исходное состояние осуществляется блоком задер-т жки, если заданные условия выполнены t\<t<t^ или блоков селекции, если Р зубец ЭКГ не попал в заданный интервал времени /1>/>^.
Прибор может обеспечить девять методов исследования и лечения больных. Их можно объединить по состоянию выходов, которые, в свою очередь, определяются количеством объектов управления и их назначения. Максимальное количество выходов— три. Поэтому прибор имеет на выходе три исполнительных устройства.
Рассмотрим работу программ селектора (рис. 39, 40), который задает режим прибору. Обозначим rt и тг— время задержки исполнительных устройств от командных сигналов U\ и UV В режиме рентгенографии оба задержанных импульса подаются на исполнительное устройство 3, которое срабатывает дважды через время ti и Т2- При ангиокардиографии задержанный импульс подается на исполнительное устройство 1. После выполнения условия введения контраста импульсы Ux и U2 управляют исполнительным устройством 3, как и в первом случае. При селективном заборе проб крови из полостей сердца и крупных сосудов задержанный импульс U\ подается на исполнительное ..устройство /,
Рис. 40. Временные диаграммы универсального кардиосинхронизатора
а-ЭКГ;
б — сформированные импульсы;
в, г — отметки начала и конца зубцов ЭКГ;
д — отметка конца зубца Т; е — отметка начала следующего комплекса Р, QRS, Т;
ж — отметки селекции импульсов в заданном интервале времени;
з -г отметка работы блока задержки
Рис. 41. Принципиальная схема универсального кардиосинхронизатораРис. 41. Принципиальная схема универсального кардиосинхронизаторабымббымб
Рис. 41. Принципиальная схема универсального кардиосинхронизатора
Рис. 41. Принципиальная схема универсального кардиосинхронизатора
бымб
бымб
импульс U2 возвращает исполнительное устройство 1 в исходное состояние. Режим контрапульсатора и избирательная перфузия объединяются в одну программу с предыдущей. При синхронизации аппарата искусственного кровообращения на исполнительное устройство 1 подается импульс с нулевой задержкой.
На рис. 41 приведена принципиальная схема прибора. На вход прибора от исследуемого объекта подается ЭКГ в соответствующем отведении. После предварительного усиления лампой Лх сигнал подается на последующий усилитель-ограничитель Л^ и одновременно на ограничитель по минимуму Л2, выделяющий зубец R ЭКГ, назовем его R сигналом. R сигнал запускает триггер на лампе Лэ, в аноде лампы которого находится реле Рх. При срабатывании реле оно своими контактами подготавливает к работе кольцевой счетчик, который запускается Т зубцом ЭКГ. Таким образом, осуществляется привязка работы прибора по началу ЭКГ. С усилителя-ограничителя электрокардиографическими импульсами запускается триггер Шмидта (Ле), выдающий последовательность импульсов, длительность которых соответствует длительности комплексов Р, QRS, Т ЭКГ. Эти импульсы дифференцируются RC цепочкой и ограничиваются диодами Dx и £>2- Задний фронт каждого импульса поступает на кольцевой счетчик, выполненный на лампах с холодным катодом Лхв-?Л\8. Счетчик выделяет каждый третий импульс, соответствующий концу зубца Т ЭКГ. Этот импульс поступает на управляющую лампу Л9, в анодную цепь которой включено реле Ра. Реле Ра служит для подключения блока селекции Р импульса на выход блока усиления и формирования. Одновременно контактами этого реле сбрасывается триггер на лампе Ла и подается питание на блок селекции импульсов в заданном интервале времени. Следующий комплекс, кардиоцикла преобразуется в последовательность импульсов, передний фронт которых соответствует началу комплексов Р, QRS, Т ЭКГ. Зубец Р опрокидывает триггер, срабатывает реле Р2, его контакты замыкают сетки ламп Л29 и Л22 на шасси. Если зубец Р этого комплекса ЭКГ пришел в нужном интервале времени, тиратрон Л22 зажигается. Срабатывает реле Ра, контакты которого подают питание на блок задержки, собранный на тиратронах ЛХ4 и ЛХа. Начинается заряд емкостей в цепях поджигающих электродов тиратронов Л14 и ЛХа. Скорость заряда, а следовательно, и время задержки регулируются потенциометрами R77 и R79. При зажигании .тиратронов импульс отрицательной полярности через программ-селектор поступает на выходной блок. Одновременно импульс тиратрона ЛХа подается на управляющий блок Л9, чем возвращает схему ‘в исходное положение. Если зубец Р данного кардиоцикла ЭКГ не попал в заданный интервал времени, то он не будет пропускаться блоком селекции, а следовательно, питание на блок задержки не будет додано. Возврат блока управления в исходное состояние в этом случае осуществляется импульсом с тира-
трона Л21 блока селекции импульсов в заданном интервале времени, который срабатывает при достижении максимально разрешенного времени.
Прибор является универсальным и обеспечивает управление различными лечебными, исследовательскими и диагностическими,- устройствами, работа которых основана на принципе кардиосинхронизации. Прибор является стационарным. Питание прибора производится от сети переменного тока 127—220 в, потребляемая мощность 150 в.
КАРДИОСИНХРОНИЗАТОР И ЕГО ИСПОЛЬЗОВАНИЕДЛЯ УПРАВЛЕНИЯ ДИАГНОСТИЧЕСКОЙ АППАРАТУРОЙ
Для оценки функционального состояния сердца и всей системы кровообращения в целом существенное значение имеет получение информации о сократительной функции миокарда, состоянии венечного кровообращения, газовом составе крови в полостях сердца и магистральных сосудах в различные фазы кардиоцикла.
Установление нормальных величин, характеризующих эти, функциональные параметры сердечно-сосудистой системы, должно способствовать как более глубокому пониманию фйзиологии кровообращения здорового человека, так и более глубокому пониманию механизмов патологических состояний сердечно-сосудистой системы при различных заболеваниях. Мы приведем описание нескольких типов устройств, предназначенных для получения диагностических данных о состоянии сердца и сосудистой системы в различные фазы кардиоцикла. Основу этих устройств составляет кардиосинхронизатор, видоизменяемый в зависимости ют назначения тех приборов, которыми он управляет [97^ 124, 125, 126, 127, 128].
Управление рентгеновской аппаратурой. Мысль о том, что при рентгенографии сердца целесообразно включать экспозицию в определенную фазу кардиоцикла, не нова. В 1925 г. Мак Педран и Вейл [393] предложили использовать для этой цели пульсовую волну сонной артерии, которая воспринималась пневматическим датчиком и автоматически включала экспозицию рентгеновского- аппарата. В дальнейшем использование различных механических проявлений сердечной деятельности в качестве управляющих сигналов для включения рентгеновского аппарата было осуществлено несколькими исследователями [80, 502].
Эти авторы в качестве управляющего сигнала также использовали пульсовую волну, которая регистрировалась с помощью дифференциального мембранного манометра. Г. К. Евдокимов и П. Г. Крайних назвали разработанный ими метод биоуправления рентгеновским аппаратом — синхрофазорентгенографией.
Вариабельность формы пульсовой кривой во многих случаях определяла недостаточную надежность и точность работы такой аппаратуры, в связи с чем эта методика не получила широкого распространения.
Имеются сведения, что еще в довоенные годы в Москве рентгенолог Ц. Руссо пытался использовать зубец R ЭКГ для включения рентгеновского аппарата в одну и ту же постоянную фазу кардиоцикла. Эта же идея была положена в основу кайрогра- фии — методики, разработанной за рубежом и не получившей сколь-либо широкого распространения. Причины этому, как нам кажется, две. Прежде всего, недостаточно высокий в те годы уровень развития радиоэлектроники, при котором нельзя было еще рассчитывать на создание устойчиво работающей аппаратуры, использующей ЭКГ в качестве управляющих сигналов. Вторая причина, по-видимому, связана с техническим уровнем самой рентгеновской аппаратуры: невозможностью получения коротких экспозиций. Понятно, что в случае большой величины экспозиции (0,3 сек и больше) идея рентгенографии сердца в строго заданные фазы кардиоцикла теряла всякий смысл. К этому следует добавить, что сама постановка такого исследования в те годы была мало созвучна уровню развития как самих методов физиологического исследования, так и технических средств их осуществления. \
Лишь в 50-х годах одновременно в ряде стран (СССР, США, Япония) была создана аппаратура для рентгенографии сердца в произвольно избранные фазы кардиоцикла. При описании этой аппаратуры мы будет использовать собственный опыт.
Различным фазам кардиоцикла соответствует различное.анатомическое положение сердца в грудной полости, различный степени кровенаполнения его полостей :и неодинаковая величина объема сердца. Поэтому без строгой фиксации фазы кардиоцикла в момент.съемки оказывается невозможным проведение точного сопоставления рентгенограмм, снятых в разное время исследования.
Для оценки функционального состояния сердца, в частности для суждения о сократительной функции миокарда, кровенаполнения полостей сердца и определения экскурсии сердца в различные фазы его деятельности, целесообразно съемку рентгенограмм проводить в точно определяемые исследователем фазы кардиоцикла. Такой методический подход позволит исследовать в клинике, и эксперименте сердечную деятельность в динамике (после оперативного вмешательства, при введении. лекарственных веществ, при различных функциональных пробах), так как дает возможность точно сопоставить рентгенограммы сердца, снятые в различные моменты исследования. Помимо этого, последовательная съемка сердца в диастолу и систолу на Одной рентгеновской пленке позволяет наглядно судить юб изменении конфигурации сердечной тени в интересующий врача период
кардиоцикла. Такая рентгенография сердца в двух проекциях должна способствовать повышению точности исследования и открывает. возможность для .получения информации о величине ударного объема сердца в динамике.
Все это побудило нас к разработке системы биоэлектрического управления рентгеновским аппаратом; Основу этой системы составляет описанный выше кардиосинхронизатор. Это устройство было впервые использовано нами для управления серийным рентгеновским аппаратом отечественного производства РУМ-5. В одной серии исследований производилась суперпозиция нескольких изображений сердечной тени в одну и ту же фазу кардиоцикла. При этом контуры тени оставались четкими.
На рис. 42 приведены рентгенограмма сердца, снятая у практически здорового человека, во время диастолы (Д), и рентгенограмма сердца этого же обследуемого, снятая во время систолы (Б). В ряде случаев производилась съемка на одну и ту же пленку рентгеновской тени сердца в разные фазы кардиоцикла. При этом определялся сдвиг сердечной тени, выглядевший на снимке в виде своеобразного 'серпа. На рис. 42, В приведена рентгенограмма сердца, снятая в систолу и диастолу,— суперпозиция.
Принимая во внимание то об- стоятельстро, что изменения объ- • ема сердца происходят за относи- ’ тельно небольшие отрезки времени, рентгенографию следует производить При минимальных величинах экспозиций. При этом для точного определения изменения размеров тени сердца представляется целесообразным производить на одной пленке два снимка: один в конце диастолы — при максимальном кровенаполнении сердца, другой по окончании систолы — при минимальном кровенаполнении сердца. Для по-
исследова-исследова-вышения точностивышения точностиРис. 42. Рентгенограмма столе (Д), систоле (Б), в
исследова-
исследова-
вышения точности
вышения точности
сердца в диасистоле и диа-сердца в диасистоле и диа-столе, суперпозиция в одном кардиоцикле (В)
сердца в диасистоле и диа-
сердца в диасистоле и диа-
ния такая съемка производится в двух или большем числе протекций.
Работа с первым вариантом прибора показала, что кардиосинхронизатор обеспечивает возможность рентгенографии сердца в ту фазу кардиоцикла, которая представляет интерес для исследования. Это дает возможность для проведения сравнительного анализа рентгенограмм, снятых в различные фазы кардиоцикла.
В дальнейшем И. К. Табаровским в 1961—1963 гг. [184] был разработан для серийного выпуска прибор ФРК-61 (фазорент- генокардиограф). Использование этого прибора позволяет наблюдать на экране кардиоскопа момент включения рентгеновского аппарата относительно зубца 7? ЭКГ.
Аппаратура для управляемой от ЭКГ рентгенографии, разработанная японскими, американскими и немецкими исследователями [257, 464], в принципе весьма близка в вышеприведенной, поэтому мы не будем останавливаться на ее описании.
Управляемая ангиокардиография. Многолетний опыт торакальной хирургии показал большое диагностическое значение методов контрастного исследования сердца й магистральных сосудов в диагностике врожденных и приобретенных пороков сердца, заболеваний легких и органов средостения. Для хирургической коррекции тех или иных пороков важно не только локализовать порок, но и получить его точную топографо-анатомическую характеристику. Эти данные может Дать лишь ангиография. Однако даже серийная ангиокардиография не всегда дает желаемый результат, и этот метод исследования имеет определенные теневые стороны. Так, при проведении серийной ангиокардиографии используются большие количества контрастирующих веществ, производится многократная рентгенография, в результате чего возрастает доза облучения больных и обслуживающего медицинского и технического персонала. При серийной ангиокардиографии многие кадры носят случайный характер, в связи с чем они мало информативны.
Диагностические возможности ангиокардиографии можно существенно улучшить, если производить ее в произвольно избранные фазы кардиоцикла. Приобретенный к настоящему времени опыт свидетельствует о справедливости этого утверждения.
Для целей управляемой ангиокардиографии был использован кардиосинхронизатор, схема которого была несколько видоизменена [65]. Дело в том, что для этих исследований необходимо, чтобы кардиосинхронизатор обеспечивал как независимое управление шприцем, предназначенным для введения контрастирующих веществ, так и отдельное включение экспозиции рентгеновской установки. Кроме того, при управляемой ангиокардиографии необходимо регистрировать ЭКГ и отметки моментов вклю-
Рис. 43. Блок-схема управлял мой ангиографии
/ — электрокардиограф;
— кардиосинхронизатор;
,4 — исполнительныеустройств^.
5. 6 — шприцы;*
7 — рентгеновский аппарат
чения экспозиции. Дополнительным требованием является повышенная помехоустойчивость кардиосинхронизатора (тракта усиления ЭКГ) ввиду сильных помех, создаваемых рентгеновской аппаратурой. Последнего удается избежать значительным ограничением полосы пропускания усилителя ЭКГ.
Блок-схема установки для управляемой ангиокардиографии приведена на рис. 43. Установка содержит чернилопишущий электрокардиограф с кардиоскопом, кардиосинхронизатор с двумя выходами и отметкой срабатывания рентгеновского аппарата, автоматический шприц для введения контрастных веществ и рентгеновский аппарат. На выходе кардиосинхронизатора имеется кнопка, соединяющая кардиосинхронизатор с исполнительными устройствами. Прибор позволяет с регулируемой относительно зубца R ЭКГ задержкой включить подачу контраста и с заданной задержкой осуществить включение рентгеновского аппарата. С помощью этого варианта кардиосинхронизатора был произведен ряд исследований на аппарате типа «Эллема», показавших возможность использования кардиосинхронизатора для управления серийной рентгенографией. Выбором местоположения зонда, фазой введения контраста и фазой включения экспозиции можно визуализировать интересующие нас участки сердечно-сосудистой системы. Так, например, если конец зонда расположен в легочной артерии, а контрастное вещество вводится в фазу ранней диастолы (тотчас же после зубца Г), то экспозиция в середине диастолы в том же кардиоцикле дает прекрасное изображение клапанного аппарата и ствола легочной артерии (рис. 44).
Эксперименты на животных и опыт исследований в клинике [265, 266] показали, что для наблюдения за открытием трехстворчатого клапана рентгеновский аппарат должен быть включен сразу же после зубца Т ЭКГ. Исследование правого желудочка, путей оттока из него лучше всего производить, включая экспозицию непосредственно перед зубцом R ЭКГ следующего
Рис. 44. Ангиограмма ствола легочной артерии (А) и венечных сосудов (Б, В) после введения в аорту контрастного вещества в фазу диастолы (левая стрелка), при экспозиции синхронно с зубцом Р ЭКГ (5) и началом зубца Т (В) (Б, В — по Боучеку и др. [266]).
никла. Для хорошего рассмотрения мелких ветвей легочной артерии (3-го и 4-го порядков) контрастирующие вещества-^сле- дует вводит в фазу ранней диастолы (тотчас же после зубца Т ЭКГ), а включение экспозиции — в следующем цикле в конце механической систолы.
При артериальной ангиографии имеются свои ориентиры для выбора фазы кардиоцикла, в которой получаются наиболее качественные снимки. Так, для лучшего выявления основных ветвей венечных сосудов контраст необходимо вводить в средней
трети диастолы, а экспозициювклк)чатБ~вконцечдиастолы. Вт0.. ричные ветви венечных сосудов лучше всего видны, если экспо" зиция включается в фазу зубца Я ЭКГ следующего цикла. •
Опыт управляемой артериальной ангиографии венечных со. судов показал, что для получения качественных ангиограмм ве- ' Вечных сосудов необходимо удлинить диастолу. Это достигается ’ введением через зонд минимальных доз .ацетил-холина. Про. цедура состоит в следующем. Зонд через; бедренную артерию вводят в аорту и по нему в диастолу 0,4 мг ацетил-холина. Одно, временно производят регистрацию ЭКГ. По характеру измене, ний ЭКГ определяют эффект введенной дозы," которую затем более точно подбирают. После этого зонд соединяется Т-образной трубкой с двумя автоматическими шприцами. Первый пред, назначен дляхвведения ацетил-холина; второй — для введения контрастного вещества. Оба шприца с соответствующими регу. лируемыми временными задержками включаются последова- ' тельно по команде кардиосинхронизатора.
Сначала вводится ацетил-холин, после чего включается шприц, вводящий контрастное вещество. Этот метод имеет существенные преимущества перед таким героическим воздействием, как окклюзия баллоном аорты и последующая кардиоплегия. Он избавляет и от необходимости общего наркоза. При этом больной не испытывает никаких неприятных ощущений. К тому же введение ацетил-холина, как известно, снимает спазм коронарных артерий, который может возникнуть в процессе исследования. При - точно подобранных дозах ацетил-холин вызывает лишь удлинение диастолы. Качество ангиограмм при этом существенно улучшается. На рис. 44, Б, В, взятом из работы Боучека и соавторов, приведена ангиограмма венечных сосудов.
Управляемая ангиография выгодно- отличается от серийной ангиографии тем, что используют при ее проведении малые количества контрастных веществ, которые можно вводить повторно в одном обследовании, при этом уменьшается суммарная доза облучения больного.
Управляемая ангиография оказалась полезной и для исследования состояния сосудистого русла почки. В работе Водучек и Боучек [486, 487] показано, что введение контраста в брюшную аорту вблизи устьев почечных артерий в фазу минимального кровотока обеспечивает получение качественных артериограмм.
Селективный забор проб крови. Широкое развитие грудной и сердечной хирургии явилось причиной быстрого прогресса в развитии современных методов исследования газового состава крови, начало которому было положено еще в 30-х годах работами Николаи [410], Крамера [376] и Маттеса [396] в Германии и работами отечественных исследователей Е. М. Крепса, М. С. Шипалова и Е. А, Болотинского [101]. Ими было найдено,
т0 поглощение монохроматического света кровью подчиняется закону Беера, согласно которому логарифм поглощения прямо пропорционален, концентрации растворенного вещества. Этот факт лег в основу всех конструкций приборов, предназначенных для определения насыщения крови кислородом и получивших название оксигемометров и оксиметров.
Большой интерес к этой методике обусловлен тем, что при врожденных пороках сердца и наличии патологических сообщений артериальных и венозных сосудов, нарушается нормальный газовый состав крови. Существенно то, как это показали работы Курнана с сотрудниками [280], что на основании информации о газовом составе крови, полученной из подсетей сердца и магистральных сосудов, можно определить не только наличие патологического сообщения и направления тока.крови по нему, но и площадь сечения дефекта и объем сброса.
Развитие и совершенствование оксигемометров пошло в двух направлениях — по пути создания приборов, работающих в проходящем и отраженном свете. Первые предназначались для наблюдения за насыщением крови кислородом у человека без нарушения целости сосудистой системы, вторые были применены как для целей непрерывного, наблюдения без нарушения целости сосудистой системы, так и для целей исследования газового состава проб крови, полученных путем пункций сосудов и при зондировании полостей сердца и крупных сосудов. Последние получили название кюветных оксиметров (оксигемометров) и стали одним из основных приборов, используемых в кардиологической клинике, где. приходится производить исследование газового состава большого количества проб крови. При обычном способе забора проб кровь отсасывается шприцем через зонд и помещается в отдельный стерильный сосуд под слой вазелинового масла. Затем для определения газового состава пробы стабилизированной крови помещаются в кюветы оксиметра. В этом случае все количество забранной у больного крови полностью теряется для него. Если учесть, что объем каждой отдельной пробы крови для определения газового состава, крови составляет от 5 до 10 мл и в некоторых случаях приходится брать у больного до 10—15 проб крови, то в общем кровопотеря при исследовании составит от 75 до 150 мл крови. Чтобы устранить потерю крови, был разработан проточный оксигемометр. В этом приборе сердечный зонд соединяется последовательно с прозрачной кюветой и шприцем, которым из зонда производится забор пробы крови в прозрачную кювету, где и происходит определение насыщения крови кислородом с помощью отражательного оксигемометра. После произведенного измерения проба крови возвращается в кровеносную систему больного. .При описанном-выше использовании проточного и кюветного оксиметра возможно лишь определение усредненного газового состава крови за несколько кардиоциклов. Это обедняет диагностическую ценность
метода, так как для успешного проведения дифференциальной диагностики в некоторых случаях важно получить информации» о газовом составе крови в определенную фазу кардиоцикла.
При исследовании больных с врожденными пороками сердца ' в ряде случаев возникает необходимость определения газового " состава крови в полостях сердца и магистральных сосудах в раз- ные фазы кардиоцикла. Такая необходимость, в частности, имеется при наличии патологических сообщений с переменным направлением сброса крови, при одностороннем, но кратковременном сбросе и др. В этом случае анализ проб, забранных обычным путем, может и не обнаружить изменений газового состава крови, так как при этом анализу подвергается лишь средний газовый состав крови, который при кратковременных нарушениях меняется лишь незначительно. Из сказанного следует, что решение некоторых вопросов диагностики требует разработки метода селективного забора крови, т. е. такого забора, при котором пробы крови поступали бы из сердца в определенные произвольно избранные исследователем фазы кардиоцикла. Для этой цели может быть использован кардиосинхронизатор в комплексе с проточным оксиметром.
В течение 1958—1960 гг. у нас в стране проводилась работа по созданию устройств, использующих биоэлектрическую активность сердечной мышцы для автоматического управления устройствами, осуществляющими селективный забор крови. Ранее сходные методические приемы были предложены в работах Вуд с сотрудниками [506] и Шепард и Вуд [460].
Специальное внимание было уделено и разработке аппаратуры, управляемой биотоками сердечной мышцы, позволяющей производить при зондировании поиск, селективный забор и анализ проб крови в произвольно выбранную фазу кардиоцикла. В этой работе, помимо авторов книги, принимали участие И. С. Балаховский, А. В. Худяков и М. Л. Шик [16].
Теперь кратко опишем методику и аппаратуру для селективного забора и анализа проб крови при зондировании. Для решения поставленной задачи нами была использована установка, блок-схема которой представлена на рис. 45.
Зонд 1, введенный в исследуемую полость сердца или просвет сосуда, соединен с металлической кюветой проточного оксиметра 2, предназначенного для определения величины насыщения крови кислородом. Проточный оксиметр состоит из металлической кюветы 3, в полости которой помещено магнитное тело 4, приводимое во вращение расположенным вне кюветы магнитом 5, вращающимся на оси электромотора 6, отражательного фотоэлемента определенной спектральной чувствительности 7, блока питания осветительных лампочек 8 и чувствительного гальванометра 9. Этот проточный отражательный оксиметр с магнитной мешалкой предназначен для быстрого определения процента насыщения крови кислородом, что необходимо для
рис. 45. Блок-схема установки для селективного забора проб крови
/ — зонд;9 — гальванометр;
2 — проточный оксиметр;10 — манометр;
3 — кювета;// — вакуумнасос;
4,-5—магниты;/2 — электромагнитный клапан;
6 — электромотор;13 — кардиосинхронизатор;
7 — фотоэлемент;14 — электрокардиограф
3 — блок питания осветительных лампочек;
осуществления активного поиска места забора проб крови. Для забора крови в полость кюветы предназначен следующий блок, состоящий из вакуум-насоса //, электромагнитного клапана 12 и блока управления этим электромагнитным клапаном 13. В качестве вакуум-насоса мы использовали применяемый в хирургической практике электроотсос марки ОИ-19.
Электромагнитный клапан представляет собой соленоид с подвижным сердечником, перемещение которого обеспечивает закрывание и открывание трубки, соединяющей вакуум-насос с кюветой проточного оксиметра. Блок управления клапаном состоит из усилителя биопотенциалов 14 и кардиосинхронизатора 13. Для решения данной задачи использовался кардиосинхронизатор, несколько отличающийся от обычного, а именно: для «вырезания» нужного участка ЭКГ вместо ранее применявшегося выходного мультивибратора с электромеханическим реле используется триггерная ячейка, включающая электромагнитный клапан. При открывании клапана полость кюветы соединяется с системой низкого давления и таким образом заполняется кровью. Время, в течение которого клапан остается открытым, регулируется произвольно. По истечении определенного времени контакты реле, управляющие электромагнитным клапаном, размыкаются, и вся схема приводится в исходное состояние. Далее циклы исследования повторяются с частотой сердечных сокращений.
Забор крови во время зондирования осуществляется через зонд, открытый конец которого располагается в том участке сер-
дечно-сосудистой системы, где предполагается наличие патологического сообщения. Для забора крови в ту или иную фазу кар.- диоцикла (например, в систолу или диастолу) по кардиоскопу- устанавливается соответствующий режим кардиосинхронизато-' ра. После этого включается электроотсос, создающий разрежение в системе. Определение- величины насыщения гемоглобина крови кислородом осуществляется при помощи отражательного оксиметра. Во время измерения включается магнитная мешалка. В случае необходимости забор крови для последующего анализа на аппарате Ван-Слайка осуществляется обычным путем. После определения насыщения крови кислородом в одну из фаз кардиоцикла, например в систолу, кардиосинхронизатор может быть настроен так, чтобы осуществить забор крови в другую фазу, например в диастолу. При этом последовательность работы устройства остается прежней.
Изучение метаболизма сердца в различные фазы кардиоцикла.. Закономерный фазовый характер деятельности сердца дает все основания полагать, что процессы метаболизма в сердечной мышце также в определенной степени носят цикличный характер. В то же время методы гистохимического и авторадиографического изучения сердца, распространенные в настоящее время, не учитывают этого фазового характера и поэтому соответствующей обработке и последующему анализу, как правило, подвергаются препараты, полученные в различные, неопределенные моменты сердечного цикла. Советскими исследователями А. Н. Меделяновским, В. А. Фроловым, Е. В. Богдановой и О. И. Киселевым [129] была предложена методика иссечения избранного участка сердечной мышцы или замораживания всего сердца в заданную фазу сердечного цикла для последующего биохимического, гистохимического и авторадиографического исследования. Сущность этой методики заключается в том, что кардиосинхронизатор включает специальное захватывающее фиксирующее устройство, с помощью которого производится отсекание участка сердечной мышцы или целого сердца и сбрасывание его в замораживающую среду в произвольно выбранную фазу кардиоцикла. Одной из модификаций этого метода является предложенный упомянутыми выше авторами способ охлаждения участка сердца струей жидкого азота, подаваемой в заданную фазу кардиоцикла посредством использования кардиосинхронизатора.
Электрическое раздражение сердца с использованием кардиосинхронизатора. Как известно, в процессе деятельности сердца функциональное состояние его динамически изменяется, так что в различные фазы кардиоцикла возбудимость миокарда оказы-
рается различной. В связи с этим при изучении возбудимости сердпа представляется необходимым электрический стимул посылать в точно определенный момент кардиоцикла, произвольно выбранный экспериментатором.
При исследовании на изолированном сердце или при хирургическом вмешательстве, позволяющем непосредственно манипулировать на сердце, для электрического раздражения миокарда в различные фазы кардиоцикла ранее были использованы малочувствительные механические реле. Так, например, к плечу энгельмановского рычажка, записывающего сокращения желудочков сердца, крепился электрический контакт, который при перемещении рычажка в определенный момент замыкал электрическую цепь. Изменяя положение контактов, экспериментатор мог произвольно изменять момент нанесения электрического раздражения относительно сердечного цикла. По сообщению Г. С. Юньева, таким методом исследовали возбудимость сердца в лаборатории А. Ф. Самойлова. Такой метод исследования возбудимости сердца был крайне трудоемок, относительно груб и главное позволял проводить исследование лишь в остром опыте.
В последние годы для нанесения электрического раздражения в различные произвольно выбранные моменты кардиоцикла используют кардиосинхронизатор [63]. Сочетание кардиосин- хронизатора со стимулятором дает возможность через фиксированные промежутки времени после прохождения естественной волны возбуждения подавать на сердце тестирующий импульс, регулируемый по амплитуде и длительности.
Следует иметь в виду, что в случае необходимости нанесения электрического раздражения в начале систолы, в мЬмент, совпадающий на ЭКГ с восходящим коленом зубца R, вследствие некоторой инерционности реле и системы, включающей электростимулятор, может возникнуть необходимость задержки на величину, незначительно превышающую период кардиоцикла. В экспериментах момент нанесения электрического раздражения может быть для контроля документально зафиксирован на электрокардиограмме. Отметка осуществляется подачей напряжения на электрокардиограф в момент замыкания выходного _реле. •
Таким образом, при помощи кардиосинхронизатора экспериментатор, произвольно отставляя по времени от зубца R электрокардиограммы момент включения электростимулятора, может наносить электрическое раздражение в любую произвольно выбранную фазу кардиоцикла. Эта методика обеспечивает прове- .дение эксперимента со вживленными в сердце электродами. Последнее значительно расширяет возможности как экспериментального исследования возбудимости, так и других биофизических характеристик сердца. В хроническом эксперименте для •сценки реакции сердца на электрический стимул могут быть использованы как регистрация биотоков сердца, так и другие фи-
энологические показатели, характеризующие деятельно^ сердца.11
Экспериментальное изучение электровозбудимости сердца различные фазы кардиоцикла позволило обнаружить изменения этого важнейшего показателя функционального состояния сер*, ца при возникновении патологических состояний, обусловлены^ развитием инфаркта миокарда, после введения различных фар. макологических препаратов. Так, например, Б. П. Расторгуй [162] в лаборатории М. Е. Райскиной обнаружил у подопытных собак при развитии инфаркта увеличение времени ранимой фазы сердца.
ИСПОЛЬЗОВАНИЕ КАРДИОСИНХРОНИЗАТОРАДЛЯ УПРАВЛЕНИЯ В ЛЕЧЕБНЫХ ЦЕЛЯХ
В настоящее время кардиосинхронизатор используется в комплексе со специальной аппаратурой для лечения сердечных больных в трех основных направлениях: 1) терапевтическая электростимуляция сердца (приборы, управляющие электростимуляторами); 2) введение лекарственных веществ (приборы, автоматически управляющие работой инъекторов); 3 )частичная разгрузка сердца (приборы, управляющие работой насосов, включенных в систему кровообращения, или же специальные устройства, обеспечивающие синхронное с работой сердца обжатие все- : го тела или его отдельных частей,— контрпульсаторы).
Терапевтическая электростимуляция сердца. Вскоре после открытия Гальвани и Вольта электрических явлений в живых организмах возникла идея (Альдини, 1802 г.; цит. по [105]) использования электрического тока для стимуляции мышцы сердца с целью восстановления нормальной деятельности после его остановки. Попытка реализовать эту идею в эксперименте оказалась безуспешной. Длительное время после работы Альдини этот вопрос не привлекал к себе внимания. Только во второй половине прошлого столетия появилась работа Уолша [492], в которой была вновь рассмотрена возможность использования раздражения электрическим током как самого сердца, так и симпатических нервов с целью восстановления его нормальной ритмической деятельности после остановки.
В 1898 г. была опубликована работа швейцарских физиологов Прево и Бателли [422], в которой они сообщили о том, что раздражение сильным электрическим током сердца собаки, желудочки которого находятся в состоянии фибрилляции, приводит к прекращению фибрилляции и восстановлению нормальной ритмической деятельности сердца..
В 1905 г. Флореско [306] разработал методику раздражения сердца собаки путем введения электродов в полость сердца через яремную вену и показал эффективность искусственного раздра-
^ения сердца в случаях прекращения сердечной деятельности, «званных отравлением эфиром и зажатием трахеи. При этом н указал, что раздражение внутренней поверхности сердца бо-
° е эффективно, чем раздражение его через электроды, наложен- •1 е на поверхность грудной клетки.
Н Первое удачное использование в клинике раздражения элек- рИческим током сердца было осуществлено Гулдом в 1929 г. щит. по [13]), который таким образом восстановил нормальную деятельность сердца новорожденного после его полной остановки. Д В 1947 г. во время операции на органах грудной полости Бек и коллеги [241] впервые успешно использовали электрическую стимуляцию сердца для прекращения фибрилляции желудочков. В настоящее время в физиологических экспериментах и в клинической медицине используется два вида терапевтической электростимуляции сердца:
— однократная электроимпульсная стимуляция используется для восстановления нормального ритма сердечной деятельности при таких формах аритмии, как фибрилляция желудочков, мерцание и трепетание предсердий, некоторые формы предсердной и желудочковой тахикардии и экстрасистолии;
— длительное ритмическое раздражение желудочков сердца успешно применяется для лечения больных, у которых в результате атрио-вентрикулярной блокады частота сердечных сокращений существенно снижена или же периодически возникает асистолия (синдром Адам—Стокса).
При электроимпульсной терапии в зависимости от положения раздражающих электродов, находятся ли они непосредственно на сердце или же расположены на поверхности кожи в области сердца, величина раздражающего тока варьирует в широком диапазоне, однако во всех случаях на сердце подается большой величины электрический стимул, способный создать одновременную деполяризацию всех волокон миокарда и тем самым восстановить нормальный синусовый ритм.
Электроимпульсная терапия фибрилляции желудочков не требует использования кардиосинхронизатора, так как деятельность сердца при этой весьма опасной для жизни форме аритмии полностью дезорганизована. Здесь речь может лишь идти о надежной индикации фибрилляций желудочков с целью автоматической сигнализации о ее наступлении или же об использовании биопотенциалов фибриллирующего сердца в качестве управляющих сигналов для автоматического включения электростимулятора.
Существенное значение для успешного использования" электроимпульсной терапии имеет физическая характеристика раздражающего электрического тока. Последнее обусловлено тем, что использование электрического, раздражения относительно большой продолжительности, например переменного тока большой силы, может оказать повреждающее действие на сердце. Так, в случаях, когда терапевтическому воздействию подвергаются
люди, у которых сохранена или мало изменена ритмическая де~ ятельность желудочков сердца, электростимуляция может вызвать возникновение фибрилляции желудочков. Причиной этого эффекта является совпадение момента нанесения электрического- р-аздражения с «ранимой» фазой сердца. Согласно данным Ферриса и соавторов [301], такая вероятность при использовании большой силы переменного тока длительностью около 0,1 сек достаточно велика — до 6%, а при использовании разряда конденсаторов большой мощности при длительности раздражения пот рядка 0,015 сек, согласно данным В. Б. Малкина, она меньше и составляет 2—3% [117]. В исследованиях этих авторов было показано, что вызванная таким образом фибрилляция может быть, прекращена применением снова электрического стимула той же физической характеристики, который вызвал ее возникновение.. Из сказанного ясно, что для успешного терапевтического использования электроимпульсной терапии важное значение имеет выбор оптимальных параметров раздражающего тока.
В СССР по инициативе и под руководством Л. С. Штерн, ученика Прево (впервые обнаружившего терапевтический эффект электрического раздражения сердца в случаях фибрилляции желудочков), была экспериментально разработана Н. Л. Гурвичем и Г. С. Юньевым [57] электроимпульсная методика раздражения сердца, позволившая восстанавливать без вскрытия грудной: клетки нормальную деятельность сердца у собак в случаях возникновения у них фибрилляции желудочков. Этот метод, по рекомендации Л. И. Фогельсона, был в 1949 г. впервые успешно использован В. Б. Малкиным и для снятия фибрилляции предсердий у собак в случаях, когда она была вызвана длительным раздражением индукционным током [117,119]. В дальнейшем этот вопрос был детально экспериментально разработан Н. Л. Гурвичем [58], Б. М. Цуккерманом и Н. Л. Гурвичем, которые в 1959 г. в содружестве с А. А. Вишневским впервые успешно применили элек- троимпульсную терапию для лечения мерцательной аритмии в клинике [194].
Введению в клиническую практику электроимпульсной терапии, по-видимому, способствовало то обстоятельство, что до настоящего времени использование фармакологических препаратов- для восстановления нормального ритма сердечной деятельности при многих формах аритмий остается малоэффективным. Помимо этого некоторые препараты, например хинидин, обладают в терапевтических дозах токсическим действием.
Использование в клинике для лечения больных электроимпульсной терапии определило дальнейшее совершенствование самого метода. При этом естественно возникла мысль: для профилактики возможного повреждающего действия на сердце электрического тока использовать биоуправляемую систему, т. е- включать электрическое раздражение автоматически с помощью» кардиосинхронизатора, предварительно установив задержку сра-
батывания электростимулятора так, чтобы полностью ис- ,чючить возможность совпадения момента стимуляции с ранимой фазой кардиоцикла.
v Достаточно большой опыт использования в клинике биоэлект- пически управляемой посредством кардиосинхронизатора элект- роимпульсной терапии при лечении различных форм аритмий накопил Лоун [388, 389]. Хороший терапевтический эффект, согласно данным этого автора, использовавшего для восстановления нормальной сердечной деятельности синхронизированный с неранимой фазой сердца разряд конденсатора 16 мкф (длительность импульса 0,0025 сек) был получен при многих формах аритмий: предсердной тахикардии, трепетании и фибрилляции предсердий, желудочковой тахикардии. Лоун отмечает безопасность используемого им метода. По его данным, 3500 применений стимуляции ни в одном случае не привели к возникновению фибрилляции желудочков. Весьма примечательно, что Лоун указывает на целесообразность комбинированного метода лечения мерцательной аритмии посредством сочетания введения больным хинидина с электроимпульсной терапией. Эта рекомендация заслуживает серьезного внимания, так как ясно, что электроимпульсная терапия сама по себе в большинстве случаев не может дать стойкого терапевтического эффекта. Последнее обусловлено тем, что при- иина, вызвавшая возникновение аритмии,— изменения в процессе развития патологического состояния возбудимости и скорости проведения возбуждения по миокарду, как правило, после электроимпульсной терапии сохраняется.
Рис. 46. ЭКГ больного с мерцанием предсердий
А — мерцание предсердий; Б — после нанесения электрического раздражения; В — восстановление нормального ритма
На рис. 46 приведена ЭКГ больного с мерцанием предсердий. С помощью кардиосинхронизатора дефибриллирующий импульс подан на сердце во время рефракторной фазы желудочков. После кратковременного замедления сердечной деятельности, через пять кардиоциклов, восстанавливается нормальный сердечный ритм. В настоящее время, в связи с введением в практику кардиологических клиник метода электрического снятия мерцания предсердий, некоторыми фирмами начат серийный выпуск дефибрилляторов в комплексе с кардиосинхронизатором. Один из таких приборов выпускается фирмой Нихон Конден (Япония).
Другой вариант применения дефибриллятора с биоуправлением предназначен для автоматического осуществления дефибрил-
ляции в случае ее возникновения. И в особенности в этом случае важнейшей задачей является обеспечение безопасности пациен- та и эффективность воздействия. Иными словами, при автоматическом применении даже в большей степени, чем при ручном, должно быть обеспечено осуществление электрической стимуляции сердца в заранее выбранную фазу кардиоцикла — в. фазуне- возбудимости желудочков. Пример такого устройства — «Кардиоконтролер тип-132» фирмы Готард (Голландия).
Биоэлектрическое управление электростимулятором при атриовентрикулярной блокаде. Нормальная работа сердца обусловлена закономерным, строго последовательным возникновением возбуждения и распространением его по различным областям сердца. Этим определяется необходимая последовательность сокращения предсердий и желудочков. При нарушении проведения возбуждения от предсердий к желудочкам — атрио-вентрикуляр- ной блокаде — предсердия и желудочки сокращаются в независимом друг от друга ритме. При этом ритм сокращений желудочков значительно ниже, чем в нормальных условиях, в то время как ритм предсердий, как правило, существенно нс изменяется. В некоторых случаях ритм сокращений желудочков мо>Кет быть столь значительно снижен, что это ведет к развитию сердечной недостаточности и представляет угрозу для сохранения жизни.
В таких случаях важно восстановить нормальную последовательность работы сердечных камер с тем, чтобы не только вернуть к норме основные гемодинамические показатели, но и сделать систему стимуляции желудочков адаптивной, т. е. изменяющейся в связи с изменяющимися условиями. Для этого кажется естественным использовать потенциалы предсердия (зубец Р) в качестве управляющей команды для стимуляции желудочков. Это предложение исходило от ряда авторов (Геллерстайн, Шоу и Либов [333]; Фолкмэн и Уоткинс [308]; Гурфинкель, Малкин, Цет- лин [64]; Кан и соавторы [361]; Форе и соавторы [300]; Вандер- шмидт [480]). В этих предложениях речь идет о создании так называемого электронного мостика между предсердиями и желудочками, включающего усилитель биопотенциалов, блок задержки и стимулятор.
Так, Геллерстайн, Шоу и Либов впервые для решения этой задачи предложили электронный прибор, в котором зубец Р ЭКГ использовался в качестве управляющего сигнала для запуска электронного стимулятора, посылающего соответствующий электрический импульс к желудочкам. Существенно, что эти авторы, учитывая нормальные физиологические условия, характеризующие работу сердца, предлагали задерживать на строго определенное время срабатывание стимулятора с тем, чтобы сокращение желудочков следовало после сокращения предсердия.
Экспериментальная проверка показала, что использование
управляемого стимулятора при атрио-вентрикулярной блокаде оказывается более эффективным, чем просто стимулятора (Стефенсон и др. [470]).
т При электростимуляции сердца больных, страдающих атрио- вентрикулярной блокадой, необходимо учитывать, что у многих блокада периодически исчезает и восстанавливается нормальный ритм. Так, по данным Соутона и Нормана [467, 468], из 12 000 больных с полной атрио-вентрикулярной блокадой у 25—30% было обнаружено периодическое спонтанное восстановление нормального ритма. В случае использования электрической стимуляции у этой группы больных может возникнуть «конкуренция» естественного и искусственного водителей ритма [316]. При этом у больных возникают неприятные ощущения, связанные с развитием тахикардии, и в случае совпадения электрического стимула с ранимой фазой сердца появляется угроза возникновения фибрилляции желудочков. В связи со сказанным Соутон и Норман указывают на необходимость введения в устройство искусственного водителя сердечного ритма элемента, воспринимающего зубец R естественного ритма и осуществляющего соответствующую задержку срабатывания генератора, исключающую возможность совпадения электростимуляции с ранимой фазой сердца. Так, при использовании водителя ритма с запросом и фиксированной частотой стимуляции желудочков в случаях, когда возникает спонтанный импульс — зубец R, отсчет времени для искусственного водителя ритма начинается сначала. Конструкция такого прибора предусматривает отведение ЭКГ на вход прибора от электродов, которые одновременно используются и для стимуляции желудочков. Благодаря этому отпадает необходимость в наложении специальных электродов для регистрации ЭКГ.
Таким образом, мы рассмотрели ситуацию, в которой искусственное электрическое раздражение сердца осуществляется практически постоянно и имеет ведущее значение. Теперь рассмотрим другую ситуацию, когда естественный ритм длительное время остается сохраненным и лишь эпизодически возникает асистолия различной продолжительности [407, 471].
Крайне тяжелая клиническая картина, возникающая при асистолии длительностью 4—5 сек и более: потеря сознания, развитие клонических и тонических судорог, которая в отдельных случаях завершается смертью больного, привела к необходимости разработки специализированной аппаратуры, следящей за ритмом сердца и, в случае необходимости (при превышении интервалов R—R некоторого заданного значения), включающей электрическую стимуляцию.
Использование аппаратуры, которая обеспечивает включение искусственного водителя ритма при обнаружении асистолии, должно, по-видимому, быть достаточно длительного действия и не может быть ограничено только условиями клинического использования. По-видимому, наиболее целесообразная конструкция та-
кой аппаратуры описана Голкомб, Глен и Сато [341]. Разработанный этими авторами прибор состоит из двух основных частей.
Первая часть — имплантируемая, состоит из предварительного каскада усиления, передатчика ЭКГ и стимулятора. Электроды, через которые можно стимулировать сердце, одновременно являются и отводящими. Внешняя часть устройства включает в себя приемник ЭКГ — сигнала, реле времени и высокочастотный генератор, который питает стимулятор. Включение устройства происходит, если очередной зубец R ЭКГ не появляется в течение 0,8 сек; в этом случае срабатывает реле времени и включается высокочастотный генератор. Питание имплантированного ЭКГ- усилителя и управление стимулятором осуществляется от внешнего генератора с помощью индуктивного контура. Проведенные экспериментальные исследования показали, что разработанное устройство достаточно эффективно.
Использование кардиосинхронизатора для управления устройствами, обеспечивающими разгрузку сердца. При различных заболеваниях могут возникать глубокие расстройства кровообращения в результате недостаточно эффективной Деятельности сердца. С целью терапии сердечной недостаточности было предложено использовать специальные устройства, облегчающие работу сердца и тем самым способствующие восстановлению кровообращения. Создание эффективного вспомогательного насоса в таких случаях может спасти жизнь больного, так как после определенного периода отдыха сердца, его разгрузки, а также соответствующих терапевтических воздействий сердце снова может восстановить свои функции. После чего необходимость в поддержании искусственного кровообращения отпадает.
Для решения этой задачи могут быть использованы различные средства. К настоящему времени уже накоплен некоторый опыт их клинического применения, позволивший выработать показания к использованию тех или иных устройств вспомогательного кровообращения. В работах Шумакова и соавторов [212, .213], Чазова и соавторов [195, 196] можно найти оригинальные и обзорные данные по этому вопросу.
Средства вспомогательного кровообращения могут быть экстракорпоральными и интракорпоральными. Устройства для вспомогательного кровообращения могут быть разделены на три группы:
к первой относятся различного типа перфузионные насосы; ко второй следует отнести предложения, в которых вспомогательное кровообращение осуществляется за счет использования активности различных мышц, их периодического сокращения, непосредственно осуществляющего насосную функцию;
к третьей группе следует отнести устройства вспомогательного кровообращения, в которых используются перфузионные насосы, приводимые в действие скелетными мышцами.
Обязательным условием для работы этих устройств является надежная синхронизация их с работой сердца. Примером устройств первого типа является прибор, названный Клаусом и соавторами [278] контрапульсатором. Этот прибор обеспечивает активный вывод определенного объема крови из артериального русла в период систолы сердца и возврат его в диастолу. Таким образом, можно существенно снизить нагрузку на сердце, уменьшить величину выполняемой им работы на 20—30% и более.
В качестве другого примера можно привести прибор «Биопульс» [19], предназначенный для лечения больных с недостаточностью сердечной деятельности. Основой конструкции этого прибора является перфузионный насос, управляемый кардиосинхронизатором. Преимуществом разработанной конструкции является возможность активного проведения фазы всасывания, которая обеспечена применением реверсивного двигателя возвратно-поступательного движения.
Также к устройствам первого типа относится разработанный Шалдахом, Бюхером и Франком имплантируемый вспомогательный желудочек с электронным управлением [444].
В качестве управляющего сигнала для работы таких насосов авторы предлагают использовать зубец Р ЭКГ. Это позволяет не нарушать гемодинамики, так как систолы предсердия и насоса будут достаточно хорошо синхронизированы. На рис. 47 приведена блок-схема этого прибора. Источником мощности для имплантируемого желудочка служит электромагнитный
/ — усилитель Р-волны;
— задержка на время P—Q комплекса;
— блокинг-генератор;
— генератор;
— водитель ритма;
— задержка включения насоса;
— блок регуляции длительности накачки;
— регулировка давления накачки;
— регулировка давления отсоса;
И — питание магнита;
— электромагнитные муфты;
— отводящий электрод;
— раздражающий электрод;
— измерение давления в насосе;
— измерение давления в бедренной артерии;
— измерение давления в желудочке
Рис. 47. Имплантируемый вспомогательный желудочек с электронным управлением
привод с гидравлической передачей. Привод состоит из двух электромагнитных муфт, которые, управляя насосом, регулиру, ют скорость потока крови. Электронный блок осуществляет следующие операции: усиливает Р зубец ЭКГ, задерживает этот импульс на время, соответствующее длительности комплек- са Р — Q, после чего сигнал подается на блокинг-генератор Он обеспечивает синхронное управление насосом в пределах заданного частотного диапазона, а также синхронную стимуля- цию желудочка с помощью сменного водителя ритма.
Авторы проверили это устройство в экспериментах на животных и пришли к выводу, что его применение перспективно в клинике.
В 1966 г., согласно сообщению Кантровица [365], двум пациентам был имплантирован вспомогательный «желудочек», который мог работать непрерывно или заданное врачом время. Опыт использования искусственного вспомогательного желудочка показал, что его работа эффективно разгружает больное сердце. Этот вспомогательный желудочек представляет собой пластиковый бесклапанный насос с пневматическим приводом, имплантированный в грудную клетку больного. Баллон насоса имел U-образную форму и был изготовлен из силиконовой резины, усиленной дакроном. Искусственный впомоРательный желудочек присоединялся к восходящей и нисходящей дуге аорты так, что через него проходил весь объем крови, изгоняемый левым желудочком сердца, за исключением порций крови, поступающей в коронарные артерии. Протез работал последовательно с левым желудочком, так что являлся в сущности усилителем сердца. Синхронность работы насоса с сердцем достигалась посредством биоуправления от Р зубца ЭКГ. Экспериментальная проверка работы этой системы искусственного вспомогательного кровообращения в длительных экспериментах на собаках показала ее высокую эффективность — разгрузка сердца достигала 50%.
Вероятно, наиболее широкое распространение получил баллонный метод вспомогательного кровообращения, предложенный и разработанный Моулопулосом с соавторами в 1961 г. [405]. Сущность этого метода заключается в .том, что в аорту вводится с помощью катетера тонкостенный баллон из прочного эластичного материала. В период диастолы через катетер в баллон подается газ, обладающий высокой текучестью (например, гелий). При этом давление в аорте повышается. В период систолы газ из баллона отсасывается, его объем резко уменьшается и соответственно снижается давление в аорте. Этот метод, как показали эксперименты, в связи с его небольшой травматичностью может использоваться в течение относительно длительного времени — многих часов и даже суток.
Приведенные выше способы разгрузки сердца требуют оперативного вмешательства. Параллельно с этими методами был
предложен бескровный метод разгрузки системы кровообраще- нйя, использующий также биоэлектрическое управление. Он заключается в том, что на поверхность тела, преимущественно ко- печностей, одеваются пневматические камеры, в которых периодически, синхронно с работой сердца то повышается, то понижается давление. Примером таких устройств являются выпускавшиеся серийно аппараты «Синкардон», «Вазотрон» и др.
Терапевтический эффект этого метода, по-видимому, главным образом обусловлен снятием застойных явлений, благодаря чему создаются более благоприятные условия для циркуляции и улучшения кровоснабжения самого сердца. О последнем свидетельствуют работы, в которых было показано, что применение такого рода противопульсаторов приводит к расширению коронарных сосудов и способствует увеличению кровотока через них. К этому же классу приборов может быть отнесен разработанный в 1967 г. Бутко [272] аппарат непрямого массажа сердца, который в случаях полного прекращения генерации сердцем биопотенциалов осуществляет массаж с заданной врачом частотой. При восстановлении сердечной деятельности прибор автоматически переключается на биоэлектрическое управление, благодаря чему массаж осуществляется синхронно с естественной деятельностью сердца.
Примером устройств вспомогательного кровообращения второго типа может служить предложенный в 1960 г. Кантровицем мышечный насос [364].
В экспериментах Кантровица использовался левый купол диафрагмы с сохраненной иннервацией и кровоснабжением, который отсекался от места крепления по периферии и в виде веерообразного листа подшивался вокруг сердца. Волокна диафрагмальной мышцы располагались поперечно к продольной оси желудочков. В других опытах (рис. 48) эта часть диафрагмы была сложена так, чтобы мышечная ткань оборачивалась вокруг мобилизованной дистальной части аорты, с расположением волокон перпендикулярно продольной -оси. Серебряные электроды подсоединялись к левому диафрагмальному нерву. В одной серии опытов стимулирующие импульсы подавались во время систолы сердца, в другой во время диастолы.
В первом случае было улучшение показателя артериального давления, во втором существенно возрастало диастолическое давле-
на один и тот же ударныйна один и тот же ударныйние, что вело к уменьшению работы сердца, затрачиваемой —"
на один и тот же ударный
на один и тот же ударный
объем.
сердца с помощью «мышечного на-сердца с помощью «мышечного на-2—аорта; 3 — диафрагмальный нерв2—аорта; 3 — диафрагмальный нервРис. 48. Разгрузка соса»
сердца с помощью «мышечного на-
сердца с помощью «мышечного на-
2—аорта; 3 — диафрагмальный нерв
2—аорта; 3 — диафрагмальный нерв
/ — мышечная ткань;
Третий тип устройства вспомогательного кровообращение может быть иллюстрирован работой Кучерова и Клаппа [377], В опытах на собаках эти авторы использовали насос мембран^ ного типа, включенный в систему кровообращения, который ; приводился в действие сокращениями четырехглавой мышцы бедра. Мышца соединялась с насосом собственным сухожилием надколенника и активировалась в ритме сердечных сокращений за счет стимулятора, управляемого от ЭКГ. Во время систолы мышца сокращается, перемещая мембрану насоса, который засасывает жидкость. Во время диастолы, под действием возврат* ной пружины, жидкость удаляется из полости насоса. Направ* ленный ток жидкости обеспечивается клапанной системой. Эксперименты показали, что непрерывная работа такой системы могла осуществляться в течение 8 час.
Оценивая эти весьма интересные работы, нам все же представ* ляется необходимым отметить, что длительная ритмическая сти* муляция скелетной мышцы вряд ли позволит в течение продол* жительного времени (многих дней и месяцев) обеспечивать эф* фективную работу такого искусственного мышечного насоса. Это вытекает из различий в структуре и функциональной организации скелетной и сердечной мышц. Более ^перспективно и эпи* зодическое использование подобных приборов в качестве вспомогательных, средств, разгружающих сердце при повышенных нагрузках и в случаях периодического спада сердечной деятельности.
Биоэлектрическое управление инжекторам при введении лекарственных веществ. Мы уже упоминали об использовании кардиосинхронизатора для введения контрастных веществ. Очевидно, что помимо контрастных веществ с помощью кардиосинхронизатора в заданную фазу кардиоцикла в различные области сосудистого русла могут вводиться и лекарственные препараты. В некоторых случаях в клинике возникает необходимость введения лекарственных препаратов в область непосредственной близости от патологического очага. Примером этого является использование кардиосинхронизатора для осуществления избирательной перфузии венечных сосудов в случае их тромбоза [195, 266]. Основанием для такого терапевтического вмешательства явились экспериментальные исследования Е. И. Чазова и соавторов, в которых было установлено, что введение тромболитических веществ в первые часы после тромбоза венечных артерий приводит к растворению тромба и восстановлению кровотока. При этом возникшие патологические изменения миокарда носят еще обратимый характер, в связи с чем при своевременном принятии мер по устранению тромба оказывается еще возможным предотвратить развитие инфаркта. Эффективное использование этого метода возможно только в том случае, когда удастся создать достаточно высокую концентрацию фиб-
ринолитических веществ непосредственно в области пораженной артерии. Введение препаратов в общий кровоток малоэффективно, тем более что эти препараты при достижении определенных концентраций оказывают уже токсическое действие.
Каким же образом можно создать высокую концентрацию- фибролизина или какого-либо другого тромболитического препарата в непосредственной близости от пораженного участка коронарной артерии? Очевидно, что эта задача может быть решена путем введения через зонд лекарственных препаратов непосредственно в аорту. Ясно также, что введение этих препаратов будет максимально эффективным в случае совпадения момента инъекции с диастолой сердца. Введение в диастолу, т. е. в фазу, когда коронарный кровоток достигает своего максимального значения, обеспечивает возможность создания высоких концентраций тромболитических веществ вблизи патологического очага. Это может быть достигнуто посредством использования кардиосинхронизатора, управляющего работой инъектора. Техника этой операции практически совпадает с уже описанной выше селективной (управляемой) ангиографйей. Здесь следует лишь заметить, что, в отличие от ангиографии, где введение веществ осуществляется одноразово, при биоуправляемой перфузии инъектор должен работать в течение достаточно длительного времени. Такое многократное дробное-введение тромболитических веществ значительно ускоряет растворение тромба.
Опыт использования этого метода лечения показал, что в некоторых случаях удается получить весьма хороший терапевтический эффект, о котором можно судить по данным динамических изменений ЭКГ. На рис. 49 приведена схема избирательной перфузии коронарных сосудов синхронно с работой сердца и ЭКГ, снятые у больного с острым тромбозом коронарных сосудов до и через различные периоды времени после перфузии. Электрокардиограммы, приведенные на этом рисунке, свидетельствуют о быстром восстановлении нормальной биоэлектрической активности сердца. Так, на ЭКГ, снятых через 3 час 25 мин после начала введения препарата, уже почти полностью отсутствуют признаки, характерные для острой ишемии миокарда, отчетливо выраженные на ЭКГ, снятых перед началом управляемой перфузии. На ЭКГ, снятых через 10—12 час, практически наступает полная нормализация ЭКГ [265}.
Определенный интерес представляют исследования Г. И. Сидоренко [167], разработавшего биоуправляемый дозатор^ непрерывного действия для введения в кровеносное русло различных лекарственных веществ. Особого внимания заслуживает предложение автора использовать систему обратных связей для автоматического управления инъекторами. В частности, в качестве сигналов обратной связи могут быть использованы те или иные изменения ЭКГ: их появление в зависимости от программы может служить сигналом для прекращения введения или, наоборот, увеличения дозы вводимого вещества.
^4'*~ -^4 4! 4*4
Рис. 49. Схема избирательной перфузииА — положение'' катетера в сердце;Б — блок-схема управляемой избирательной перфузии;— катетер, введенный в аорту, его боковое отверстие находится на уровне венечных сосудов;. — шприц;— кардиосинхронизатор с программным устройством;— электроды для ЭКГ;В — функциональные параметры сердечнососудистой системы при перфузии;Рис. 49. Схема избирательной перфузииА — положение'' катетера в сердце;Б — блок-схема управляемой избирательной перфузии;— катетер, введенный в аорту, его боковое отверстие находится на уровне венечных сосудов;. — шприц;— кардиосинхронизатор с программным устройством;— электроды для ЭКГ;В — функциональные параметры сердечнососудистой системы при перфузии;венечных сосудов— давление в аорте;б — коронарный кровоток;- ЭКГ;— фазы кардиоцикла; стрелка — момент введения катетера;Г — ЭКГ до и после' перфузии:а — до перфузии;после начала перфузии:б — 3 час 25 мин;s — 10 час;г — 12 часвенечных сосудов— давление в аорте;б — коронарный кровоток;- ЭКГ;— фазы кардиоцикла; стрелка — момент введения катетера;Г — ЭКГ до и после' перфузии:а — до перфузии;после начала перфузии:б — 3 час 25 мин;s — 10 час;г — 12 час
Рис. 49. Схема избирательной перфузии
А — положение'' катетера в сердце;
Б — блок-схема управляемой избирательной перфузии;
— катетер, введенный в аорту, его боковое отверстие находится на уровне венечных сосудов;
. — шприц;
— кардиосинхронизатор с программным устройством;
— электроды для ЭКГ;
В — функциональные параметры сердечнососудистой системы при перфузии;
Рис. 49. Схема избирательной перфузии
А — положение'' катетера в сердце;
Б — блок-схема управляемой избирательной перфузии;
— катетер, введенный в аорту, его боковое отверстие находится на уровне венечных сосудов;
. — шприц;
— кардиосинхронизатор с программным устройством;
— электроды для ЭКГ;
В — функциональные параметры сердечнососудистой системы при перфузии;
венечных сосудов
— давление в аорте;
б — коронарный кровоток;
- ЭКГ;
— фазы кардиоцикла; стрелка — момент введения катетера;
Г — ЭКГ до и после' перфузии:
а — до перфузии;
после начала перфузии:
б — 3 час 25 мин;
s — 10 час;
г — 12 час
венечных сосудов
— давление в аорте;
б — коронарный кровоток;
- ЭКГ;
— фазы кардиоцикла; стрелка — момент введения катетера;
Г — ЭКГ до и после' перфузии:
а — до перфузии;
после начала перфузии:
б — 3 час 25 мин;
s — 10 час;
г — 12 час
В заключение следует отметить, что биоэлектрическое управление в кардиологии получает все более и более широкое применение. Многие приборы и устройства, сравнительно недавно использовавшиеся только в лабораториях, уже вошли в арсенал средств интенсивной терапии.
Глава V
ИСПОЛЬЗОВАНИЕБИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЙ АКТИВНОСТИ МОЗГАВ КАЧЕСТВЕ УПРАВЛЯЮЩИХ СИГНАЛОВ
«Мы, таким образом, думаем, что электрический флюид вырабатывается силой мозга и, возможно, развивается из крови, проходит в нервы и течет внутри них».
Л. Гальвани (Цит. по [105]).
«Мозг следует описывать как обширный агрегат электрических элементов, столь же многочисленных, как звездное население Галактики».
Г. Уолтер [186].
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКАЯ АКТИВНОСТЬ МОЗГА
Еще в середине прошлого столетия Дюбуа Раймон был убежден, что в процессе жизнедеятельности тканевые структуры головного мозга непрерывно генерируют биопотенциалы, которые можно регистрировать и следует изучать. Уровень развития техники в те годы, отсутствие достаточно чувствительной электроизмерительной аппаратуры были, по-видимому, основной причиной, не позволившей убедиться этому исследователю в справедливости своей гипотезы. Только в 1875 г. в Англии Кэтон [274] и независимо от него в 1876 г. в России В. Я. Данилевский [75] сумели обнаружить биоэлектрическую активность головного мозга. Кэтон отмечал, что биопотенциалы головного мозга изменяются в процессе развития хлороформенного наркоза и полностью исчезают при наступлении смерти животного.
В. Я. Данилевский в результате многочисленных наблюдений за стрелкой гальванометра, соединенного с двумя участками неповрежденного обнаженного мозга собаки, пришел к заключению, что «исследование электродвигательных процессов мозга должно быть одной из самых важнейших задач физиологии центральной нервной системы» (стр. 2). Несколькими годами позже (в 1882 г.) И. М. Сеченов установил наличие электрических колебаний в продолговатом мозге лягушки [165а]. Сеченов полагал, что наблюдаемое им усиление спонтанных колебаний после отделения продолговатого мозга от лежащих выше отделов мозга обусловлено возникновением двигательных ийпульсов в моторных центрах продолговатого мозга. Таким образом, Сеченов также указал на то, что биоэлектрическая активность головного мозга, ее картина отражает определенные функциональные сдвиги в ЦНС.
В 1912 г. В. В. Правдич-Неминскому с помощью струнного гальванометра удалось впервые записать спонтанную биоэлек-
трическую активность головного мозга собаки, которую он назвал электроцереброграммой [160]. Этот же исследователь отметил, что биопотенциалы мозга без искажения проводятся через оболочки мозга и кости черепа, так что их можно регистрировать с поверхности кожных покровов черепа.
В 1929 г. Бергер [245] впервые с электродов, фиксированных на коже черепа, записал электрическую активность мозга человека, которую он назвал электрокефалограммой. Этот термин в английском переводе--электроэнцефалограмма (ЭЭГ) получил в дальнейшем широкое распространение. Бергер начал систематическое изучение биоэлектрической активности головного мозга человека. Он описал нормальную ЭЭГ человека, в которой предлагал выделять в зависимости от частотной характеристики две основные группы биопотенциалов с частотой 8—12 в секунду, названные им a-ритмом, и с более высокой частотой (превышающих 12—15 в секунду), названные им 0-риг- мом.
В дальнейшем интерес физиологов, неврологов, психиаторов, психологов к изучению биоэлектрической активности головного мозга человека и животных неуклонно возрастал, и в настоящее время литература по электроэнцефалограмме насчитывает многие тысячи источников, в том числе несколько десятков Монографий. В нашу задачу, разумеется, не входит изложение основ теории электроэнцефалографии и использование этого метода в различных областях клинической медицины.
Мы лишь отметим, что изучение биотоков мозга идет, в основном, по двум взаимосвязанным направлениям. Во-первых, изучают физиологические механизмы, ответственные за генерацию различных ритмов ЭЭГ (Д, 0, а, 0), а также делают попытки установить связь между ЭЭГ — суммарной спонтанной биоэлектрической активностью головного мозга и генерацией биопотенциалов различными структурными элементами центральной нервной системы. Во-вторых, проводят многочисленные исследования, в которых устанавливают корреляцию между определенными изменениями ЭЭГ и соответствующими этим изменениям сдвигами функционального состояния головного мозга, включая и развитие различной глубины патологических состояний.
В связи с задачей использования ЭЭГ в целях биоуправления нас, разумеется, будут больше всего интересовать исследования, в которых была установлена жесткая закономерная связь определенных изменений ЭЭГ с изменениями физиологического состояния ЦНС.
Еще на заре развития электроэнцефалографии было установлено, что ЭЭГ — ее изменения — отражают изменения уровня «бодрствования». К такому заключению пришли исследователи, обнаружившие фазовые изменения ЭЭГ у здоровых людей во время сна [283, 386]. Результаты этих работ показали, чтоэлек-
троэнцефалографические фазы сна достаточно полно отражают различную глубину сна — ритмические изменения функционального состояния ЦНС в период сна.
Изучение ЭЭГ в клинике у больных, страдающих различными заболеваниями головного мозга, позволило выявить определенные, закономерные изменения ЭЭГ при опухолях мозга, эпилепсии и других заболеваниях [28а, 82, 138]. Во многих работах, была отмечена диагностическая ценность ЭЭГ. Так, например, С. М. Блинков, Р. Н. Лурье и В. С. Русинов, изучавшие развитие осложнений после черепномозговых ранений, писали: «Измене^ ния функционального состояния нервной ткани, определяющиеся в ЭЭГ, сигнализируют о наступлении неблагоприятной фазы процесса, часто еще до появления первых клинических симптомов осложнения. При осложнениях появляются или усиливаются медленные патологические волны» [28а, стр. 30].
Исследованиями, проведенными как в физиологических лабораториях, так и в клинике, было установлено, что изменения основных констант внутренней среды, которые приводят к развитию патологических состояний, вызывают закономерные изменения ЭЭГ. Так были описаны во многом сходные фазовые изменения ЭЭГ при сдвигах pH крови, при развитии гипогликемии, гипокапнии, гипоксии. Весьма примечательно, что, как правило, независимо от причин, вызвавших развитие патологического состояния головного мозга (опухолевой, воспалительный процесс, острая гипогликемия, гипокапния или гипоксия), основным показателем проявления патологии на ЭЭГ является проявление медленной активности Д- и 0-волн повышенной амплитуды. Возникает, естественно, мысль о причине столь стереотипной реакции ЭЭГ на различные неблагоприятные повреждающие воздействия.
Одно из наиболее правдоподобных объяснений этого феномена, на наш взгляд, является то, которое было впервые сформулировано И. П. Павловым, указавшим на «охранительный» характер торможения, возникающего в коре головного мозга в ответ на различные ноцицептивные влияния [134].
Таким образом, опыт использования ЭЭГ в клинической практике, так же как и результаты многочисленных экспериментальных исследований, свидетельствуют о достаточно ъысокой информационной ценности ЭЭГ. Это и определило стремление использовать ЭЭГ как весьма существенный параметр в различных задачах биоуправления. Однако использование ЭЭГ в качестве управляющих сигналов сопряжено с определенными^трудно- стями, которые до настоящего времени еще полностью не преодолены. К ним следует отнести значительную индивидуальную вариабельность ЭЭГ у практически здоровых людей, отсутствие унифицированного высокоэффективного метода анализа ЭЭГ, наличие в записи ЭЭГ артефактов, многие из которых имеют физиологическое происхождение и крайне затрудняют воз-
можность получения хороших записей в условиях «свободного поведения».
ЭЭГ здорового человека. Значительная вариабельность картины биоэлектрической активности взрослых людей привела к необходимости классификации ЭЭГ, т. е. разделения нормальной ЭЭГ на различные типы, каждый из которых объединяет по определенным признакам индивидуально весьма вариабельные ЭЭГ разных здоровых людей.
Установлено, что фоновая, или как многие исследователи называют «спонтанная», биоэлектрическая активность мозга существенно изменяется в процессе онтогенетического развития. Известно, что у детей в возрасте до 8—10 лет на ЭЭГ в норме отчетливо выражены Д и 0-волны повышенной амплитуды и а-ритм имеет еще незрелую структуру. Важно, что нормальная ЭЭГ, характерная для ребенка дошкольного возраста, имеет отдельные элементы — прежде всего высокой амплитуды медленную активность, которая не наблюдается в. нормальной картине биоэлектрической активности головного мозга у взрослых в бодрствующем состоянии. Это обстоятельство имеет существенное значение для классификации нормальной ЭЭГ, так как свидетельствует о необходимости выделения возрастной нормы. Опыт использования ЭЭГ метода в клинике и особенно при проведении функциональных проб дает основание сделать заключение о том, что примерно с 18 и до 50—60 лет устанавливается достаточно стабильная ЭЭГ. При этом у одного и того же человека ЭЭГ, зарегистрированные в идентичных условиях, имеют значительное сходство, т. е. каждому индивидууму присуща достаточно характерная для него картина биоэлектрической активности головного мозга. Из сказанного следует, что ЭЭГ является одним из существенных элементов, определяющих индивидуальный физиологический портрет обследуемого. Это имеет существенное значение для использования ЭЭГ, ее изменений в различных автоматически действующих диагностических устройствах.
Классификация биоэлектрической активности головного мозга здорового человека. Всякая классификация в значительной степени отражает и отношение исследователя к изучаемому явлению и неизбежно в какой-то степени искажает природу этого явления. Однако решение многих практических вопросов может быть облегчено посредством систематизации накопленного экспериментального материала. Последним соображением мы и руководствовались при кратком изложении различных классификаций ЭЭГ, предложенных многими авторами.
Индивидуальные особенности биоэлектрической активности головного мозга у человека были впервые описаны в 1937 г.
Тоннисом [478]. Им было установлено, что ЭЭГ различных лиц отличаются прежде всего по степени выраженности, частоте и амплитуде а-ритма.
В дальнейшем многие исследователи, предлагавшие различ- нуе классификации ЭЭГ, стремились прежде всего определить признаки, отличающие нормальные варианты ЭЭГ от патологических форм биоэлектрической активности. В связи с этим были описаны как индивидуально различные типы нормальной ЭЭГ, так и различные типы патологически измененной ЭЭГ.
При создании классификации нормальной ЭЭГ авторы пользовались различными критериями. В большинстве работ в качестве таких критериев были использованы: особенности а-ритма — его выраженность, частотная характеристика, амплитуда, форма a-волн и др.; особенности проявления p-ритма, а также особенности проявления медленной активности Д и 0-ритмов. Не останавливаясь подробнее на работах, в которых авторы предлагали различные классификации ЭЭГ, приведем лишь короткие сведения о некоторых из них.
В 1941 г. Дэвис [281] предложила выделять пять типов электроэнцефалографических кривых у практически здоровых людей:
А — кривые с регулярным а-ритмом амплитудой 30— 90 мкв;
В — кривые с доминирующим p-ритмом частотой 20—40 в 1 сек. и низкой амплитудой, 10—30 мкв;
М— кривые с нерегулярным а-ритмом;
Ме—кривые с нерегулярным а-ритмом и наличием быстрых колебаний;
Ms — кривые с нерегулярным а-ритмом -и наличием медленных волн.
На основании большого опыта исследования биоэлектрической активности головного мозга у здоровых людей и лиц, страдающих эпилепсией, Ф. Гибе и Е. Гибе [320] предложили классификацию как нормальной, так и патологически измененной ЭЭГ. На рис. 50 приведены основные элементы, составляющие, по мнению этих авторов, нормальную и патологически измененную (эпилепсия) биоэлектрическую активность. Существенно, что, согласно данным этих авторов, патологические изменения ЭЭГ могут быть опознаны как по проявлению патологических форм активности, так и по количественному (как правило, избыточному числу высокой амплитуды Д - и 0-волн) сдвигу нормальных элементов ЭЭГ.
У нас в стране в последние годы получила широкое признание классификация ЭЭГ, предложенная Е. А. Жирмунской в 1959 г. [82]. Классификация основана как на учете степени выраженности различных ритмов, составляющих ЭЭГ, так и на их амплитудных характеристиках и соотношении нормальных ритмов между
•собой, а также степени проявления анормальных форм активности. Основной задачей автора было обоснование таких класси- ■фикационных признаков, которые бы позволили отличать варианты нормальной ЭЭГ от патологически измененной. Жирмунской были выделены пять основных типов, при этом отдельные типы включали еще несколько подтипов. Нормальная ЭЭГ по существу была разделена на три типа: первый, к которому принадлежит большинство ЭЭГ здоровых людей, характеризуется наличием двух основных регулярных ритмов (а и 0). Верхняя допустимая граница амплитуды «-ритма—100—НО мкв, 0-ритма— 25—30 мкв. На ЭЭГ сохраняется нормальное пространственное проявление а- и 0-ритмов. Второй — на ЭЭГ, кроме а- и 0-ритмов, проявляются медленная — Д- и 0-активность невысокой амплитуды, пикообразные волны и быстрые асинхронные колебания.
К третьему типу были отнесены ЭЭГ, имеющие низкую амплитуду биопотенциалов (до 30—35 мкв) с маловыраженным или полностью отсутствующим «-ритмом. В некоторых кривых отчетливо проявляется низкоамплитудная медленная активность.
Приведенные выше различные классификации ЭЭГ были предложены авторами на основании визуального анализа ЭЭГ здоровых и больных людей,. Они свидетельствовали, прежде всего, Рис. 50. Классификация биоэлектрической активности мозга по Ф. Гибсу и Е. Гибе [320] ' - .
он \ й,7 -13,1 zw/xMV1 пь...он \ й,7 -13,1 zw/xMV1 пь...3 iMI\^wl\ V 7,6 75,64 WWWVMWh3 iMI\^wl\ V 7,6 75,64 WWWVMWh5'\A/VWWWVW V5^2 75,35'\A/VWWWVW V5^2 75,3£l/WVuvA/W^^£l/WVuvA/W^^7 WaM^WVWVV*' 6/ [6;87 WaM^WVWVV*' 6/ [6;88*M**W8*M**W. iCER. iCER>0,9 8,9 0>0,9 8,9 0V 18*MV 18*M/ — очень медленная активность с частотой 0,5—2 кол/сек;— медленная активность с частотой 3—6 кол/сек;— незначительно замедленная активность с частотой 6—8 код) [сек;— 6 — нормальная активность с частотой от 8,5 до 12 кол/сек;— учащенная активность;— быстрая активность;— очень быстрая активность;to — petit mal (частота 2 цикла в 1 сек);/ — petit mal (частота 3 цикла в 1 сек);— психомоторные судороги;— низкоамплитудные острые спайки;— положительные спайки с частотой 14 и 6 кол/сек;— высокоамплитудные острые спайки;— высокоамплитудные замедленные спайки;— множественные спайки;18 — grand mal (частота 12—35 кол! /сек);числа кривых: первые — % этого типа активности у здоровых людей;вторые — то же у больных/ — очень медленная активность с частотой 0,5—2 кол/сек;— медленная активность с частотой 3—6 кол/сек;— незначительно замедленная активность с частотой 6—8 код) [сек;— 6 — нормальная активность с частотой от 8,5 до 12 кол/сек;— учащенная активность;— быстрая активность;— очень быстрая активность;to — petit mal (частота 2 цикла в 1 сек);/ — petit mal (частота 3 цикла в 1 сек);— психомоторные судороги;— низкоамплитудные острые спайки;— положительные спайки с частотой 14 и 6 кол/сек;— высокоамплитудные острые спайки;— высокоамплитудные замедленные спайки;— множественные спайки;18 — grand mal (частота 12—35 кол! /сек);числа кривых: первые — % этого типа активности у здоровых людей;вторые — то же у больных
он \ й,7 -13,1 zw/xMV1 пь...
он \ й,7 -13,1 zw/xMV1 пь...
3 iMI\^wl\ V 7,6 75,6
4 WWWVMWh
3 iMI\^wl\ V 7,6 75,6
4 WWWVMWh
5'\A/VWWWVW V5^2 75,3
5'\A/VWWWVW V5^2 75,3
£l/WVuvA/W^^
£l/WVuvA/W^^
7 WaM^WVWVV*' 6/ [6;8
7 WaM^WVWVV*' 6/ [6;8
8*M**W
8*M**W
. iCER
. iCER
>0,9 8,9 0
>0,9 8,9 0
V 18*M
V 18*M
/ — очень медленная активность с частотой 0,5—2 кол/сек;
— медленная активность с частотой 3—6 кол/сек;
— незначительно замедленная активность с частотой 6—8 код) [сек;
— 6 — нормальная активность с частотой от 8,5 до 12 кол/сек;
— учащенная активность;
— быстрая активность;
— очень быстрая активность;
to — petit mal (частота 2 цикла в 1 сек);
/ — petit mal (частота 3 цикла в 1 сек);
— психомоторные судороги;
— низкоамплитудные острые спайки;
— положительные спайки с частотой 14 и 6 кол/сек;
— высокоамплитудные острые спайки;
— высокоамплитудные замедленные спайки;
— множественные спайки;
18 — grand mal (частота 12—35 кол! /сек);
числа кривых: первые — % этого типа активности у здоровых людей;
вторые — то же у больных
/ — очень медленная активность с частотой 0,5—2 кол/сек;
— медленная активность с частотой 3—6 кол/сек;
— незначительно замедленная активность с частотой 6—8 код) [сек;
— 6 — нормальная активность с частотой от 8,5 до 12 кол/сек;
— учащенная активность;
— быстрая активность;
— очень быстрая активность;
to — petit mal (частота 2 цикла в 1 сек);
/ — petit mal (частота 3 цикла в 1 сек);
— психомоторные судороги;
— низкоамплитудные острые спайки;
— положительные спайки с частотой 14 и 6 кол/сек;
— высокоамплитудные острые спайки;
— высокоамплитудные замедленные спайки;
— множественные спайки;
18 — grand mal (частота 12—35 кол! /сек);
числа кривых: первые — % этого типа активности у здоровых людей;
вторые — то же у больных
о значительной индивидуальной вариабельности биоэлектрической активности мозга у человека в норме. В то же время они позволяют отметить определенное сходство в оценке различными авторами нормальных элементов, составляющих ЭЭГ, и патологических форм биоэлектрической активности.
Существенно, чю практически почти все классификации ЭЭГ, в том числе и рассмотренные нами, были основаны на материале, собранном при регистрации ЭЭГ по методике, принятой в клинической практике. Эти условия характеризуются тем, что во время регистрации ЭЭГ обследуемые лежат в затемненном, в значительной степени звукоизолированном помещении. Такие условия регистрации ЭЭГ являются малоприемлемыми для решения многих диагностических задач, связанных с использованием биоэлектрической активности головного мозга в качестве управляющих сигналов. Эти задачи требуют записи ЭЭГ в условиях «свободного поведения», например во время пребывания в клинике, в обычной палате или же в условиях реальной трудовой деятельности.
В связи со сказанным возникает вопрос о том, как будут проявляться индивидуальные особенности ЭЭГ в случае, если регистрация биопотенциалов головного мозга будет осуществляться в обычных условиях при сохранении активней позы испытуемого, без соответствующей звукоизоляции и при дневном или нормальном искусственном освещении.
В 1967 г. В. Б. Малкиным, Н. М. Асямоловой, А. К. Кочетовым была предпринята попытка разработать такую классификацию ЭЭГ [123]. В этой работе запись ЭЭГ у испытуемых молодых практически здоровых мужчин в возрасте от 18 до 23 лет проводилась в условиях, существенно отличающихся от тех, которые приняты в клинической практике. Испытуемые во время регистрации ЭЭГ сидели в обычной комнате или барокамере при рассеянном естественном или искусственном освещении и относительной звукоизоляции. Запись ЭЭГ осуществлялась при открытых и закрытых глазах.
На основании визуального анализа большого числа ЭЭГ (было обследовано более 1000 человек) этими авторами были выделены пять типов ЭЭГ.
Первый, наиболее распространенный тип ЭЭГ (72%) характеризуется в записях с закрытыми глазами регулярным хорошо выраженным a-ритмом, а-индекс более 50%, частота a-ритма индивидуально различна, амплитуда a-ритма в большинстве^случаев колеблется от 40 до 100 мкв и у отдельных лиц достигает 140— 150 мкв (биполярное отведение лоб — затылок); p-ритм, перемежающийся или накладывающийся на a-волны, составляет по времени 20—25% записи. У некоторых обследуемых незначительно выражена медленная активность, которая составляет 3—5% и проявляется преимущественно в виде 0-волн с амплитудой био- -потенциалов, не превышающей фоновую активность.
Второй тип объединяет ЭЭГ, имеющие относительно низкую амплитуду. Он составляет 16%. Максимальная амплитуда биопотенциалов не превышает в записях с закрытыми глазами 40 мкв и чаще бывает порядка 25—30 мкв. ЭЭГ составляют группы а- и р-волн.а-индекс не превышает 50—60%,0- и A-волны составляют 5—10% записи. В записях с открытыми глазами амплитуда биопотенциалов снижается в среднем до 15—20 мкв.
Третий тип составляет 8% ЭЭГ, на которых в записях с закрытыми глазами отмечается полиморфная активность. В записях, особенно с открытыми глазами, а-вэлны не однородны по форме, частоте и амплитуде, p-волны либо накладываются на более медленные волны, либо проявляются самостоятельными короткими группами. Медленные ритмы составляют в записи значительный процент (до 25), частотная характеристика медленных волн колеблется от 2 до 8 гц и амплитуда их достигает 40 мкв.
В записях с закрытыми глазами медленные волны (4—8 гц) диффузно распределяются среди a-волн, имеющих амплитуду 60—100 мкв, и их амплитуда в отдельных записях достигает 120 мкв.
4-й и 5-й типы встречаются крайне редко. Четвертый тип ЭЭГ (1% случаев) характеризуется кривыми с быстро истощающимся a-ритмом при записях,с закрытыми глазами. Пятый тип ЭЭГ (3% случаев) характеризуется доминированием низкой амплитуды (до 20 мкв") высокочастотных колебаний при выраженном проявлении низкой амплитуды (до 15 мкв^ медленных волн; a-волны в записях с закрытыми и открытыми глазами полностью отсутствуют либо имеются редкие редуцированные а-волны.
Таким образом, несмотря на отход от традиционных условий записи ЭЭГ, выделенные в этой работе различные варианты нормальной ЭЭГ (в записях с закрытыми глазами) оказались близки к тем, которые были описаны Е. А. Жирмунской и другими авторами. В связи с задачами использования ЭЭГ в целях биоуправления можно сделать заключение, что индивидуальные различия биоэлектрической активности мозга должны быть учтены при выделении управляющих сигналов. Сразу же заметим, что для успешного использования классификации ЭЭГ в системах биоуправления было бы существенным построение самой классификации основывать не на результатах визуального анализа, а на данных автоматической приборной обработки ЭЭГ. К сожалению, такой методический подход еще в известных нам работах не осуществлен. Более того, во всех существующих классификациях каждый тип, как правило, включает еще достаточно разнообразные как по частотной, так и амплитудным характеристикам кривые. Попытка с помощью статистической обработки усреднить ЭЭГ, входящие в определенный тип, вряд ли принесет большую пользу, так как она неизбежно приведет к потере информации.
Анализ ЭЭГ. Для использования ЭЭГ для биоуправления необходимо прежде всего оценить информативность отдельных составляющих ее компонентов. Накопленный в клинике опыт и результаты ЭЭГ исследований, полученные в процессе различных функциональных проб, дают основание считать, что существенное диагностическое значение имеют как количественные изменения нормальных элементов (ритмов) ЭЭГ, так и проявление патологических форм биоэлектрической активности мозга. Из сказанного следует, что в качестве управляющих сигналов могут быть использованы количественные сдвиги — изменения числа и амплитуды волн ЭЭГ определенной частотной характеристики (Д, 0, а и Р) и некоторые формы волновой активности, отражающие изменения функционального состояния головного мозга, как в норме (/(-комплексы, сигмаритм и др.), так и при возникновении патологических состояний (пик-волна, пароксизмальная высокочастотная и низкочастотная активность и т.п.). Следовательно, при построении автоматически анализирующих ЭЭГ приборов необходимо предусмотреть в их конструкции устройства, способные выделять и использовать в целях управления как количественные сдвиги различных частотных компонентов ЭЭГ, так и способные «узнавать» и выделять некоторые диагностически значимые патологические формы активности. Необходимо иметь в виду, что помимо указанных признаков информационное значение для оценки функционального состояния мозга могут иметь и некоторые другие показатели, например порядок чередования определенных ритмов, определенное пространственное (в различных отведениях) проявление различных форм активности и др. К сказанному следует добавить, что помимо фоновой — «спонтанной» активности, речь о которой шла выше, определенное диагностическое значение могут иметь и вызванные потенциалы, т. е. изменения ЭЭГ в ответ на действие различных специально подаваемых раздражителей.
Таким образом, следует признать, что для выделения управляющих сигналов из ЭЭГ должны быть использованы различные методы анализа ЭЭГ [108, 131]. Касаясь методов анализа, которые могут быть использованы для вычленения управляющих сигналов из сложной структуры ЭЭГ, необходимо учитывать целевое назначение прибора. Так, в случаях, когда речь идет об использовании ЭЭГ для получения информации об остром развитии тяжелых, угрожающих жизни патологических состояний, время, в течение которого проводится анализ ЭЭГ (эпоха), должно быть максимально сокращено, опыт показывает, что оно в некоторых случаях не должно превышать 10—15 сек. Последнее обстоятельство ограничивает возможность использования многих методов анализа ЭЭГ, например автокорреляционного, кросскорреля- ционного и других, требующих для своего осуществления, как правило, значительного времени. Это, разумеется, не исключает возможности использования упомянутых методов и других ста-
тистических методов при решении многих задач, в которых фак> тор времени не имеет столь большого значения.
Рассматривая ЭЭГ как сложную кривую, представлен ную большим диапазоном различной частоты колебаний, имеющих существенные вариации амплитуды, следует отметить ее определенное сходство с электромиограммой. В свя- зи с этим многие методы автоматического анализа которые используются для анализа ЭМГ, применяются и для анализа ЭЭГ. К ним, прежде всего, следует отнести методы автоматического измерения интенсивности биопотенциалов, регистрацию огибающей ритма, измерение суммарной биоэлектрической активности и др. Целесообразность практического использования этих методов анализа подтверждается многими исследователями. Так, работами Люмиса и соавторов [386}, Г. Уолтера [186], а в нашей стране Г. Д. Смирнова и П. М. Виноградова в 1953 г. [180], Г. А. Шминке [200] и другими было установлено, что суммарная электрическая активность является одним из показателей функционального состояния головного иозга.
Это, по-видим ому, определило то обстоятельство, что в настоящее время из всех известных методов анализа ЭЭГ, производимого автоматически действующей аппаратурой в целях биоуправления, был использован в основном только один—измерение суммарной биоэлектрической активности в различных частях спектра ЭЭГ. Для определения суммарной биоэлектрической активности используются различной конструкции интеграторы, которые многие фирмы включают в комплект электроэнцефалографической аппаратуры. При этом оказывается возможным одновременно с записью ЭЭГ регистрировать показания интегратора (см., например, рис. 61), в случаях же использования изменений суммарной биоэлектрической активности в качестве управляющего сигнала используют выходной сигнал интегратора.
Так, например, Бикфордом в 1949—1951 гг. [249—252] в автоматически действующей биоуправляемой аппаратуре, поддерживающей определенный уровень наркоза, был применен интегратор с конденсатором, заряжающимся через пентод, управляемый усиленными потенциалами ЭЭГ. Интеграторы могут быть использованы как для количественной оценки суммарной биоэлектрической активности во всем частотном спектре ЭЭГ, так и в заданном диапазоне частот.
При оценке суммарной биоэлектрической активности ЭЭГ существенным является степень проявления медленных ритмов, и прежде всего А- и 0-ритма, так как удельный вес этих ритмов наиболее значителен. Это является следствием того, что речь идет по существу о методе, в котором определяемая величина зависит не только от амплитуды биопотенциалов, но и от их площади. Из сказанного становится понятным, что различного происхождения артефакты, лежащие в области низких частот (в
* и 6-диапазоне), могут в значительной степени снижать точ- ность измерения и тем самым препятствовать практическому йСПользованию метода в различных биоуправляемых от ЭЭГ системах. На этом, на первый взгляд малозначимом, вопросе можно было бы и не останавливаться, однако наш опыт работы показывает его большое значение, так как именно в диапазоне д-ритма и отчасти 6-ритма проявляются достаточно постоянно артефакты, обусловленные движением глаз и морганием. Если в анализирующем ЭЭГ устройстве не будут предусмотрены специальные средства, отфильтровывающие упомянутые выше помехи, диагностическая аппаратура будет работать недостаточнонадежно и, следовательно, малоэффективно. Для того чтобы избежать значительного влияния артефактов на показания интеграторов, имеется несколько возможностей: введение специальных устройств, отфильтровывающих такие биопотенциалы (артефакты), использование отведений ЭЭГ (например, затылочного), в которых минимально проявляется медленная биоэлектрическая активность, не связанная с деятельностью мозга.
Рассмотрим обе возможности.
Введение специального фильтра встречает определенную трудность, так как артефакты лежат в области А и 6-диапазонов ЭЭГ и, следовательно, фильтр должен «зарезать» и полезный сигнал. Для идеального решения этого вопроса необходимо, чтобы в конструкцию интеграторов было введено специальное устройство, распознающее только артефакты. Принципиально такую возможность отрицать нельзя, так как имеющий опыт специалист при визуальном анализе ЭЭГ с этой функцией справляется, однако реализовать практически эту идею крайне трудно, потому что форма артефактной медленной активности достаточно многообразна и в некоторых случаях близка к полезному сигналу А- и 6-ритма. Достаточно вспомнить, что вертекс- потенциал некоторое время рассматривали как артефакт из-за того, что он часто возникает одновременно с миганием. Все же опыт показывает, что использование фильтров, отсеивающих частоты ниже 2—3 гц, хотя и приводит к определенной потере полезной информации, однако при решении некоторых задач биоуправления снижает влияние артефактов на показания интегратора и повышает надежность работы соответствующих Диагностических приборов.
Известно, что артефакты, связанные с движением глаз, миганием, движениями губ, языка, равно как и артефакты, обусловленные биопотенциалами кожи (кожно-гальванический рефлекс), проявляются наиболее выраженно в лобных и височных отведениях. В затылочных, теменных отведениях они встречаются реже и проявляются в значительно меньшей степени. Следовательно, используя затылочные отведения, можно в значительной степени избавиться от артефактов и рассчитывать на получение надежных показателей с выхода интегратора. Однако такое решение
6 Биоэлектрическое управление 161
вопроса нельзя считать достаточно хорошим, так как отказ от регистрации ЭЭГ с лобных областей имеет несомненно теневые стороны, которые, прежде всею, связаны с потерей информации важной для решения многих диагностических задач.
Из многочисленных работ, в которых изучение ЭЭГ проводилось в период воздействия на организм различных факторов, вызывающих развитие патологического состояния (гипоксия, ги-’ покапния, гипогликемия), известно, что лобные области являются наиболее чувствительными, в связи с чем на ЭЭГ, отводимой с этих областей, быстрее всего появляются определенные изменения (в частности, замедление ритма), которые могут быть использованы для ранней диагностики начальных форм нарушений, нормального функционального состояния головного мозга [107, 120, 122, 243, 282, 293].
Таким образом, можно сделать заключение, что вопрос о том, как избежать влияния артефактов при автоматическом анализе ЭЭГ, еще практически не решен, он является весьма актуальным, особенно если учесть большое число источников возникновения артефактов, часть из которых (например, движение проводов) мы даже и не рассматривали.
ИСПОЛЬЗОВАНИЕ ЭЭГВ УСТРОЙСТВАХ ОДНОКАНАЛЬНОГО УПРАВЛЕНИЯ
Перед рассмотрением работ, в которых ЭЭГ была уже использована в системах биоуправления, целесообразно в общих чертах оценить перспективу этого направления исследований. Физиологические исследования и клинические наблюдения, в которых устанавливается связь между определенными изменениями ЭЭГ и соответствующими физиологическими и патологическими сдвигами в деятельности головного мозга, имеют важное значение для успешного создания диагностических программ. Речь идет прежде всего об информационной ценности ЭЭГ как показателя, способного адекватно отражать функциональное состояние головного мозга, включая и интеллектуальную деятельность. Существуют две крайние точки зрения, согласно первой — неоправданно оптимистической,— в записи ЭЭГ скрыта информация о всех сколь-либо существенных изменениях функционального состояния мозга, даже о самых интимных сторонах интеллектуальной деятельности. О таких исследователях Г. Уолтер [186] писал: «Эти люди полагают, что возможность распознавания наших мыслей в электрических разрядах есть лишь вопрос терпения и технических усовершенствований» (стр. 73). Некоторым подспорьем для такого рода суждений является факт значительного отличия ЭЭГ бодрствующего здорового человека от ЭЭГ животных, включая и обезьян. Это отличие в основном обусловлено отсутствием у животных на ЭЭГ характерного для ЭЭГ подавляющего большинства людей a-ритма и наличием у
животных на ЭЭГ в бодрствующем состоянии хорошо выраженного с относительно высокой амплитудой 0-ритма. Согласно второй, излишне скептической точке зрения, возможности ЭЭГ метода как средства оценки функционального состояния и деятельности мозга весьма ограниченны. Она обычно аргументируется тем, что источниками биопотенциалов являются миллиарды клеток с бесконечным числом связей друг с другом, т. е. столь сложно организованная система, что ЭЭГ является лишь неким весьма приблизительным и отдаленным отображением тех общих событий, которые интересуют исследователей и которые составляют сущность работы мозга. При этом еще справедливо указывают на то, что мы до сих пор не знаем достаточно хорошо о законах и причинах как совместной работы миллионов клеток, так и об индивидуальной деятельности каждой клетки.
Мы полагаем, что, как и во многих подобных случаях, истина лежит где-то посередине и справедливость такого заключения может быть доказана тем, что ЭЭГ широко и успешно используется в клинической практике и физиологическом эксперименте.
В самом начале книги было уже сказано, что во многих случаях биоуправление может быть использовано в целях исследования; естественно возникает мысль и о применении этого метода с целью изучения самой электроэнцефалограммы, физиологической значимости различных ее элементов.
25 лет прошло с первых исследований Уолтера, в которых было проведено изучение влияния на ЭЭГ ритмичных световых раздражений — «мелькающего света». В этих экспериментах было обращено внимание на то, что у некоторых здоровых людей при действии прерывистого светового раздражения возникают реакции эпилептоидного типа. ДЛя проявления этих реакций большое значение имеет синхронизация ритма светового раздражения с доминирующими ритмами ЭЭГ испытуемых. При подаче обычным способом (ручным) светового раздражения синхронизацию обеспечить трудно, так как раздражение само по себе изменяет частоту ритма ЭЭГ, с которым оно должно быть достаточно точно (до 10%) синхронизировано. В связи с этим Уолтер предложил «удерживать фликер и мозг в едином ритме» с помощью автоматической системы с обратной связью. Реализация этой идеи была достигнута с помощью управляемого от ЭЭГ реле, триггерная схема которого позволяла управлять вспышками света, согласуй их частоту с ритмами ЭЭГ. При этом в процессе исследования могли быть установлены различные временные отношения с любым ритмическим компойентом спонтанной и индуцированной активности. Пусковой сигнал можно устанавливать по амплитуде, частоте ритмов, а время задержки между сигналом и вспышкой поддается регулированию в необходимом диапазоне. В результате таких исследований было показано, что у 50% здоровых молодых людей биоуправ- ляемое в ритме ЭЭГ световое раздражение вызывает сначала
эпилептоидного типа пароксизмальный разряд, который при дальнейшем раздражении, как правило, исчезает. Исключение составляют лишь 3—4% обследуемых, у которых возникают су. дорожные приступы с соответствующими изменениями ЭЭГ.
Идея Уолтера была использована в дальнейшем при разра- - ботке более сложных биоупр являемых устройств [36, 83], осуществляющих «авторегуляцию» функционального состояния головного мозга не только с помощью триггерного включения излучателя мелькающего света в ритме ЭЭГ, но и посредством модуляции яркости излучателя.
Так, группой советских исследователей ,[35] был разработан автоматический фотостимулятор, в котором освещенность экра- ' на электроннолучевой трубки селективно изменялась от некоторых избранных исследователем параметров ЭЭГ. Использование ЭЭГ в целях биоуправления открывает перспективу для успешных поисков корреляции между изменениями ЭЭГ и различными параметрами, характеризующими рефлекторные реакции. С этой целью могут быть использованы различные раздражители, включение которых осуществляется автоматически, в определенную фазу, например а-волны [50].
Таким образом, можно получить существенную информацию о функциональном значении различных компонентов^, составляющих нормальную и патологически измененную ЭЭГ. Так, например, в настоящее время идет дискуссия по поводу функциональной оценки медленной высокоамплитудной активности, появление которой у бодрствующего человека отмечается при действии многих неблагоприятных факторов (гипоксия, гипервентиляция и др.). Остается недостаточно ясно, отражают ли идентичные с виду изменения ЭЭГ при различных воздействиях действительно идентичные функциональные состояния головного мозга. На этот вопрос можно будет значительно полнее ответить после получения данных, характеризующих изменения рефлекторных реакций (например, простой двигательной реакции на свет или звук), возникающих в ответ на управляемые медленными волнами ЭЭГ условные или безусловные сигналы.
В этом плане представляет определенный интерес получение информации и о функциональной значимости a-ритма в зависимости от его частоты и амплитуды. Так, например, согласно представлениям Винера, Уолтера, a-ритм отражает работу «сканирующего» устройства. Если это действительно так, то время центральной задержки рефлекторных реакций, возникающих в ответ на сигналы, управляемые a-ритмом, должно быть, по-ви- димому, тем меньше, чем выше частота а-ритма.
Оригинальное применение системы биоэлектрического управления от ЭЭГ было предложено М. Н. Ливановым с сотрудниками [109] для осуществления так называемого управляемого эксперимента. Подача раздражителя подопытному животному осуществлялась в тот момент, когда коэффициенты корреляции био-
электрической активности двух участков затылочной коры кролика, вычисляемые ЦВМ, превышали некоторую величину. Метод биоэлектрически управляемого эксперимента применяется также для изучения зависимости реакций специфических и неспецифических структур головного мозга от его состояния. Невидимому, возможности управляемого эксперимента достаточно широки. Они открывают перспективу исследования связи биоэлектрической активности мозга, ее различных изменений с соответствующими рефлекторными условными и безусловными реакциями.
Для клинической медицины, равно как и для специальных отраслей физиологии, практическое значение имеют работы, в которых ЭЭГ использовалась в качестве управляющих сигналов в различного рода диагностической аппаратуре.
Практически большое значение имеет диагностика стертых форм эпилепсии. Как известно, появление на ЭЭГ эпилептифор- менной активности, сопровождающейся соответствующими нарушениями сознания, является бесспорным доказательством заболевания эпилепсией. При этом нарушения сознания могут быть весьма кратковременными, а изменения ЭЭГ также эпизодическими, ускользающими от врача во время записи ЭЭГ даже при проведении функциональных проб. Очевидно, длительные записи ЭЭГ в течение многих часов в целях выявления патологических признаков в ЭЭГ при стертых формах эпилепсии проводить, как правило, нерационально. Для решения этой задачи Бикфорд в 1960 г. [252] предложил использовать специальную систему включения элекгроэнцефалографа, которая автоматически срабатывает при появлении в ЭЭГ характерного для эпилепсии комплекса «пик — волна». Для выделения этого комплекса Бикфорд использовал полосовый фильтр, выделяющий полосу в 3 гц, и амплитудный дискриминатор. С целью обнаружения нарушений сознания у пациента одновременно с включением лентопротяжного механизма энцефалографа пациенту автоматически подаются различные раздражители, по реакции на которые можно судить о сохранении или потере сознания во время «электрографического пароксизма». Использование подобного типа приборов не только облегчает задачу врачей-экспертов, но и повышает достоверность их заключений.
Несколько иной вариант установки для автоматического включения фото- и фоностимулятора в связи с исследованием сознания во время кратковременных электрографических пароксизмов у больных эпилепсией разработан В. А. Адамовичем и Н. Е. Зильберманом [1] в Научно-исследовательском психоневрологическом институте им. В. М. Бехтерева. Авторы полагают, что при правильно подобранном качестве раздражителя и его отношении к фазе волны, входящей в пароксизм, можно не только исследовать сознание, но и автоматически блокировать развитие пароксизма.
Другой метод подавления эпилептоидной активности и тем самым предупреждения развития судорожного приступа пред, ложен Дельгадо [78]. С помощью вживленных в мозг электродов больным, страдающим эпилепсией, при появлении эпилептоидной активности автоматически подводилось электрическое раздражение к определенному участку мозга, активация которого вызывала угнетение разрядной активности и предупреждала развитие приступа.
Собранные Дельгадо сведения о применении стимосиверов для больных, страдающих эпилептическими припадками, позволили отметить определенные преимущества этого метода исследования и терапии. К ним следует отнести: сравнительную простоту самого метода, возможность использования его в естественных условиях, не нарушающих социальное и индивидуальное поведение больного; безопасность метода в случае длительного использования его (ввиду отсутствия проводов, доступных больному) для обследования и лечение больных с неадекватным поведением и др.
Использование биоуправления для терапевтической стимуляции мозга при эпилепсии является далеко не единственным примером возможного применения биоэлектрически управляемой стимуляции. В настоящее время могут быть сформулированы многочисленные задачи, в которых управляемая электростимуляция может быть использована с исследовательской и терапевтической целями.
Вероятно, в недалеком будущем стимосиверы станут существенным звеном в системе мозг — вычислительная машина — мозг, где обратная связь между нейронами — их биоэлектрической активностью и соответствующей вычислительной аппаратурой откроет новые возможности регуляции нейрофизиологических функций и даже психических состояний человека.
О том, что это направление исследований перспективно и вполне реально, свидетельствуют результаты исследований Дельгадо, проведенных в 1969 г. в содружестве с Джонстоном, Уоллесом и Бредли.
В опытах на самке шимпанзе «Падди», которой были вживлены электроды в миндалевидные ядра и ретикулярную формацию посредством стимосивера, закрепленного на голове животного, в течение длительного времени телеметрически осуществлялась регистрация на магнитной ленте электрической активности правого и левого миндалевидных ядер. Запись поступала на вычислительную машину. Опыт проводился в условиях свободного поведения. Машина была обучена распознавать определенный тип активности — вспышки веретен, которые в норме у животного возникали по нескольку раз в минуту. При появлении
такой биоэлектрической активности вычислительная машина автоматически включала передатчик, осуществлявший телеметрически электростимуляцию определенного участка ретикулярной формации. При этом возбуждение ретикулярной формации подавляло вспышки веретен в миндалевидных ядрах. Таким образом, была впервые осуществлена биоуправляемая электростимуляция мозга, с использованием в качестве управляющих сигналов определенного типа биоэлектрической активности, который в результате стимуляции другой области мозга угнетал активность исследуемой области.
Таким образом, в этих экспериментах возникновение определенной формы биоэлектрической активности — функционально значимые изменения ЭЭГ в одной из структур мозга автоматически определяли электрическое раздражение другой области мозга, а процесс расшифровки информации и подача управляющих сигналов осуществлялись вычислительной машиной. Результаты экспериментов Дельгадо и соавторов показали, что уже через два часа после установления обратной связи в системе мозг — вычислительная машина — мозг вспышки веретен в отведении биотоков от миндалевидных ядер возникали значительно реже, а после ежедневных в течение 6 дней двухчасовых сеансов раздражения вспышки веретен стали столь редки, что этот вид активности снизился до 1% от нормальной частоты его возникновения. Такое «прямое» обучение мозга привело и к изменению поведения животного. Оно стало более спокойным, менее настороженным и активным во время проведения различных тестов. При этом обезьяна, несмотря на электрическое раздражение мозга, продолжала выполнять тесты без ошибок. После прекращения такого обучения, через две недели, ЭЭГ (вспышки веретен) и поведение обезьяны Падди вернулись к норме.
В дальнейшем Дельгадо с сотрудниками сосредоточили усилия на оптимизации метода электрического раздражения. Им удалось устранить провода, которые в первых экспериментах соединяли стимосивер с мозгом. Провода, как известно из подобных экспериментов, являются потенциальным источником инфекции и создают определенные неудобства животному — мешают ему чиститься и часто привлекают его внимание. В связи с этим в более поздних экспериментах Дельгадо и сотрудники стали применять миниатюрные стимосиверы, которые вживлялись под кожу головы. Электропитание, дистанционное управление,параметрами раздражения осуществлялось посредством миниатюрной индукционной катушки. Реализация такой системы биоэлектрического управления была успешно осуществлена Дельгадо в опытах на двух обезьянах, которым электроды были вживлены в области мозга, управляющие движениями.
Следующим важным методическим этапом в развитии этого направления исследований, по мнению Дельгадо, явится разра-
ботка чрезкожного раздражения мозга электрическим током с чрезкожной телеметрической регистрацией ЭЭГ.
В заключение представляется важным отметить, что рассмотренная выше система биоэлектрического управления интересна тем, что она, по-видимому, функционально близка к реально существующим в головном мозге. Из сказанного можно прийти к. выводу о принципиальной возможности использования биоэлектрического метода управления не только с исследовательскими целями — для выяснения механизмов межцентрального взаимодействия, но и важного практического значения таких биоэлектрических систем для диагностики и терапии некоторых заболеваний центральной нервной системы. По существу открывается возможность своеобразного «протезирования» отдельных структур головного мозга. При этом технические устройства будут осуществлять прямую связь между отдельными областями мозга, замещая либо вышедшие из строя сенсорные системы, либо «испорченный», патологически измененный центральный аппарат.
Увеличение наших знаний об электрических эквивалентах поведения должно способствовать, по мнению Дельгадо, в будущем использованию их для построения систем биоэлектрического управления, в том числе, возможно, и управлением поведения душевнобольных. Таким образом, можно надеяться, что в бедном до настоящего времени арсенале терапии психических заболеваний появится новый весьма эффективный метод.
Результаты электроэнцефалографических исследований многих авторов, изучавших изменения биоэлектрической активности мозга у человека при развитии острой гипоксической гипоксии, возникавшей после подъемов в барокамере на различные высоты или дыхании газовыми смесями, обедненными кислородом, позволили установить определенную корреляцию между характером ЭЭГ и нарушениями работоспособности и психического состояния. Эти работы послужили основой для создания приборов, автоматически сигнализирующих о развитии у человека гипоксического состояния [6, 282, 374, 472а].
Эмигрировавший в США после второй мировой войны немецкий физиолог Ноель в 1951 г. [415] писал о том, что известный невролог Корнмюллер еще в 1941 г. предложил одной из фирм начать разработку прибора, автоматически сигнализирующего летчику, шоферу о развитии утомления, дремоты или гипоксического состояния. Предложение Корнмюллера было основано на литературных данных и собственных наблюдениях, в которых было установлено, что появление на ЭЭГ медленных колебаний (в диапазоне А и 0) повышенной амплитуды характерно для развития этих состояний и одновременно указывает на снижение работоспособности.
В 1948 г. Пр.аст и Ноель [420] реализовали частично эту идею. Они разработали медицинскую программу управляемого
от ЭЭГ сигнализатора гипоксического состояния. Согласно замыслу авторов, прибор должен был сигнализировать о развитии гипоксического состояния в период, когда испытуемый еще сохраняет достаточно ясное сознание и способен принять рациональное решение: включить кислородный прибор, взять кислородную маску. Для решения этой задачи авторы провели электроэнцефалографическое обследование более 90 человек и установили, что при развитии острой гипоксической гипоксии, вызванной снижением парциального давления кислорода во вдыхаемом воздухе, соответствующем высоте 7500 м, практически во всех случаях на ЭЭГ за 15 сек или же больший промежуток времени до потери сознания появляются высокой амплитуды медленные волны. Анализ ЭЭГ позволил этим авторам установить, что, несмотря на индивидуальные различия биоэлектрической активности при гипоксии, появление короткой группы (не менее трех ©-волн) повышенной амплитуды может быть использовано для управления прибора, автоматически сигнализирующего испытуемому о развитии у него острой гипоксической гипоксии. Авторы создали работающий макет такого прибора, однако практического применения он не нашел. Причиной последнего было то, что надежность работы такого сигнализатора недостаточно велика, в то время как для решения этой же задачи оказалось возможным использовать более простые и надежные средства — в качестве управляющего сигнала использовать показания датчика, определяющего парциальное давление кислорода во вдыхаемом воздухе. В дальнейшем мы снова коснемся вопроса автоматической диагностики гипоксических состояний и более подробно остановимся на теневых сторонах этой интенсивной работы.
АВТОМАТИЧЕСКОЕ УПРАВЛЕНИЕ ГЛУБИНОЙ НАРКОЗА
Одной из первых задач, в которых биоуправление осуществлялось от ЭЭГ, была задача автоматической сигнализации хирургу во время операции о стадии наркоза, в которой находится пациент, и несколько более сложная задача — автоматического управления глубиной наркоза. Решение этих задач потребовало тщательного анализа изменений ЭЭГ в процессе развития наркоза, вызванного введением в организм различных наркотических средств.
Мы не ставим себе целью описания изменений ЭЭГ- после введения в организм различных наркотических средств. Этот вопрос в течение многих лет подвергался изучению [12, 17, 36, 81, 197, 250, 455], и в настоящее время имеется достаточно полная информация о характере изменений ЭЭГ при развитии различных стадий наркоза после введения многих наркотических препаратов. Анализ этой литературы свидетельствует о том, что изменение биоэлектрической активности мозга в значительной
Рис. 51. Электроэнцефалографические стадии эфирного (I) и барбитурового (//) наркоза (по Бурешу и др. [36])
I — первый ряд — контроль; следующие записи сделаны через каждые 2 мин при непрерывном добавлении эфира;
II — первый ряд — контроль: последующие записи сделаны через каждые 3 мин после внутрибрюшинного введения 35 мг!кг пентотала. Регистрация с электродов 1—3
степени отражает глубину наркотического состояния. Одновременно показаны существенные различия в реакциях ЭЭГ в зависимости от химической структуры наркотических средств. Таким образом, данные электроэнцефалографии подтверждают известные теоретические представления Пика относительно различий, в точке приложения действия наркотиков, имеющих различную, химическую природу. Ярким примером сказанного является, электроэнцефалографическое отображение различных стадий наркоза после введения эфира — вещества, оказывающего преимущественно «корковое действие», и барбитуратов, влияющих преимущественно на подкорковые структуры (рис. 51 и 52). Это разделение (по Бурешу с сотрудниками [36]) является несомненно условным, так как наркоз не является результатом простого торможения процессов обмена в мозге, а обусловлен различным влиянием наркотических препаратов на различные структуры центральной нервной системы, находящиеся в сложных взаимоотношениях друг с другом.
Исследователи, изучавшие развитие барбитуратового наркоза, проводили сопоставление между состоянием рефлексов
(зрачковый, роговичный), болевой чувствительностью и одновременно возникающими изменениями ЭЭГ. В результате такого сопоставления были описаны ЭЭГ-стадии барбитурового наркоза. Существенно, что развитие барбитуратового наркоза вызывает последовательные изменения амплитудных и частотных характеристик ЭЭГ. В начальных стадиях развития наркоза быстро повышается амплитуда биопотенциалов и возникает картина, в известной степени напоминающая ЭЭГ во время сна. В дальнейшем на ЭЭГ регистрируются разряды большой амплитуды, синхронизированные по всей коре,— веретена. Эти разряды чередуются с периодами пониженной асинхронной активности. В начале развития этой стадии наркоза периферические раздражения могут привести к пробуждению. На ЭЭГ в следующей фазе более глубокого сна преобладает нерегулярная синхронизованная высокоамплитудная активность. По мере дальнейшего углубления наркоза проявление этой активности становится все менее выраженным, а периоды депрессии становятся более длительными. Наконец, при максимальной глубине наркоза электрическая активность полностью исчезает, одновременно замедляется дыхание.
В случае передозировки наркоза — на фоне биоэлектрического молчания возникают глубокие нарушения дыхания и кровообращения.
В начале 50-х годов сначала Бикфорд [249], а затем Верцеано [4 81], Форбс с сотрудниками [309], Дегельман [285] и другие сделали попытку, на основании количественной оценки сдвигов
J^. ^ООмкб 6J^. ^ООмкб 6Время, минеВремя, минеРис. 52. Регулировка глубины барбитурового наркоза за счет обратной связи между интегратором ЭЭГ и прибором для инъекцииРис. 52. Регулировка глубины барбитурового наркоза за счет обратной связи между интегратором ЭЭГ и прибором для инъекции
J^. ^ООмкб 6
J^. ^ООмкб 6
Время, мине
Время, мине
Рис. 52. Регулировка глубины барбитурового наркоза за счет обратной связи между интегратором ЭЭГ и прибором для инъекции
Рис. 52. Регулировка глубины барбитурового наркоза за счет обратной связи между интегратором ЭЭГ и прибором для инъекции
А — регистрация разрядов интегратора;5 — ЭЭГ в соответствующих стадиях наркоза;•о — б — углубление наркоза после внутрибрюшинного введения препарата;— г — постепенное пробуждение животного.А — регистрация разрядов интегратора;5 — ЭЭГ в соответствующих стадиях наркоза;•о — б — углубление наркоза после внутрибрюшинного введения препарата;— г — постепенное пробуждение животного.Стрелка — момент включения к интегратору прибора для автоматической инъекции;д — е — стабилизация системы на новом уровне наркоза, который поддерживается благодаря обратной связиСтрелка — момент включения к интегратору прибора для автоматической инъекции;д — е — стабилизация системы на новом уровне наркоза, который поддерживается благодаря обратной связи
А — регистрация разрядов интегратора;
5 — ЭЭГ в соответствующих стадиях наркоза;
•о — б — углубление наркоза после внутрибрюшинного введения препарата;
— г — постепенное пробуждение животного.
А — регистрация разрядов интегратора;
5 — ЭЭГ в соответствующих стадиях наркоза;
•о — б — углубление наркоза после внутрибрюшинного введения препарата;
— г — постепенное пробуждение животного.
Стрелка — момент включения к интегратору прибора для автоматической инъекции;
д — е — стабилизация системы на новом уровне наркоза, который поддерживается благодаря обратной связи
Стрелка — момент включения к интегратору прибора для автоматической инъекции;
д — е — стабилизация системы на новом уровне наркоза, который поддерживается благодаря обратной связи
Рис. 53. Блок-схема прибора для автоматической подачи наркотического веществаРис. 53. Блок-схема прибора для автоматической подачи наркотического вещества/ — усилитель биопотенциалов;— детектор;— импульсный преобразователь;— электромагнитное реле;— шприц;/ — усилитель биопотенциалов;— детектор;— импульсный преобразователь;— электромагнитное реле;— шприц;ЭЭГ:
Рис. 53. Блок-схема прибора для автоматической подачи наркотического вещества
Рис. 53. Блок-схема прибора для автоматической подачи наркотического вещества
/ — усилитель биопотенциалов;
— детектор;
— импульсный преобразователь;
— электромагнитное реле;
— шприц;
/ — усилитель биопотенциалов;
— детектор;
— импульсный преобразователь;
— электромагнитное реле;
— шприц;
а — натуральная;
б — огибающая;
в — преобразованная в частотно-импульсные сигйалы;
г — частота дыхания
ЭЭГ в различные фазы барбитурового наркоза, разработать систему автоматического дозирования подачи наркотического вещества и тем самым создать установку для автоматического поддержания заданной глубины наркоза. В дальнейшем эта идея была развита и в работах советских авторов. Так, С. Н. Ефуни [81] провел исследование ЭЭГ у больных в процессе хирургического наркоза и отметил целесообразность использования изменений биоэлектрической активности мозга в качестве управляющих команд в конструкции приборов, автоматически сигнализирующих хирургу во время операции о стадии наркоза, в которой находится пациент (рис. 53).
Предложение Бикфорда и его последователей об использовании ЭЭГ для автоматического управления наркозным аппаратом было основано на наблюдениях за динамикой суммарной биоэлектрической активности мозга в различные фазы наркоза. Согласно его данным, величина суммарной биоэлектрической активности мозга достаточно четко коррелирует с глубиной наркоза. Это позволяет на основе относительно простых технических решений создать систему, автоматически поддерживающую заданную величину суммарной биоэлектрической активности мозга, и соответственно заданную глубину наркоза. В связи с индивидуальной вариабельностью электроэнцефалограммы для надежности решения этой задачи анестезиолог вручную устанавливает чувствительность прибора. Дальнейшее поддержание наркоза осуществляется уже автоматически. В приборе Бикфорда поступающая на вход ЭЭГ подвергается усилению, детектированию и затем интегрированию. После интегратора имеется тиратронный релаксатор, в анодную цепь которого включено
реле, приводящее в действие шприц, подающий наркотическое вещество.
В приборе, предложенном в 1956 г. Форбсом с сотрудниками, индикация глубины наркоза осуществляется не по суммарной биоэлектрической активности, а просто по величине амплитуд ЭЭГ. При этом за определенный интервал времени, соответствующий 10—20 сек, подсчитывается число волн, амплитуда которых превышает 7з от максимальной амплитуды биопотенциалов. Среднее число таких волн за единицу времени служит характеристикой глубины наркоза. Естественно, что этот метод уступает по точности методу Бикфорда, однако в экспериментах на животных он достаточно приемлем. Устойчивое поддержание глубины наркоза в экспериментах на животных важно для изучения вызванных потенциалов и некоторых рефлекторных реакций, выраженность которых неодинакова в различные фазы наркоза.
Впервые в хирургической практике аппарат автоматической подачи наркоза был использован в клинике Мейо в 1950 г. при операциях на органах брюшной полости [394]. Бикфорд указывал на широкие перспективы использования такой аппаратуры в клинической медицине: для поддержания определенной глубины наркоза у больных эпилепсией в случае возникновения статус эпи- лептикус, при оперативных вмешательствах большой продолжительности и т. п.
Один из приборов для автоматического управления наркозом был разработан М. И. Кузиным с соавторами в 1967 г. [102]. Прибор использовался для непосредственного введения внутривенно наркотических веществ и состоит из источника пневмопитания, вариатора давления, пневматического исполнительного устройства, ЭЭГ индикатора стадий наркоза, устройства, задающего глубину наркоза, и устройства, сравнивающего текущую стадию наркоза с заданной и вырабатывающего сигнал коррекции.
Несмотря на экспериментальную апробацию устройств, автоматически регулирующих глубину наркоза, эти устройства не получили признания в клинической практике. Электроэнцефалография в настоящее время используется лишь в качестве одного из показателей, глубины наркоза. С этой целью, в частности, у нас в стране ВНИИМП разработал специальный прибор — индикатор стадий наркоза (ИСН-1) [161].
ИСН-1 представляет собой одноканальный элекгроэнцефалограф, снабженный анализатором и индикатором. После усиления биопотенциалы попадают на амплитудный ограничитель, с помощью которого сигналы разной амплитуды (и разной частоты) превращаются в импульсы одинаковой амплитуды. Далее, эти импульсы поступают.^ устройство, преобразующее их в постоянный ток, величина которого пропорциональна частоте колебаний.
Естественно возникает вопрос: почему же, несмотря на большие преимущества, которые следует ожидать от применения
автоматической наркозной аппаратуры, она не получила широкого использования в клинике?
Ответ на этот вопрос достаточно прост. Надежность наркозных автоматов, управляемых только по показателям ЭЭГ, недостаточно высока. Это связано с тем, что развитие состояния наркоза может протекать при различных функциональных сдвигах, в частности на фоне гипоксических состояний. В таких случаях, как это было показано экспериментально, сохранение биоэлектрической активности мозга на уровне, близком к заданному, может неожиданно завершиться катастрофой, так как глубокие нарушения дыхания и кровообращения могут возникнуть не после наступления «биоэлектрического молчания», как это бывает при нормальном течении наркоза, а раньше. На рис. 54 показана ЭЭГ, запись дыхания и ЭКГ собаки, у которой развитие гексана- лового наркоза протекает на фоне острого кислородного голодания, обусловленного вдыханием газовой смеси с низким содержанием кислорода. Видно, что необратимая остановка дыхания наступила значительно раньше полного угнетения биоэлектрической активности мозга [118].
1 ч*^^^^^^^^^^^^1 ч*^^^^^^^^^^^^Ж2 '*"Ж2 '*"Зон 30 сенЗон 30 сенИ 8мнН0с^И 8мнН0с^
1 ч*^^^^^^^^^^^^
1 ч*^^^^^^^^^^^^
Ж
2 '*"
Ж
2 '*"
Зон 30 сен
Зон 30 сен
И 8мнН0с^
И 8мнН0с^
Рис. 54 ЭЭГ (/) и дыхание (2) при барбитуровом наркозе в условиях острой гипоксии
4 — до переключения животного на дыхание азотом; Б, В, Г, Д и Е — различные интервалы времени дыхания азотом; Ж» 3 и /Z — после отключения подачи азота. Стрелка — момент отключения азота
Рис. 55. Блок-схема прибора для автоматического поиска нейроновРис. 55. Блок-схема прибора для автоматического поиска нейронов/ — нейрон;
Рис. 55. Блок-схема прибора для автоматического поиска нейронов
Рис. 55. Блок-схема прибора для автоматического поиска нейронов
— микроэлектрод;
— шаговый исполнительный механизм;
— усилитель мощности;
— мультивибратор;
— триггер;
— триггер Шмидта;
— выпрямитель;
— усилитель биопотенциалов;
— внешний раздражитель;
а, б, в, г — положение электрода относительно нейрона
Из сказанного может показаться, что не следует разрабатывать наркозные автоматы. Это нс так. На наш взгляд, решение этого вопроса, как ранее уже указывал Шнейдер [454, 455], не может быть основано лишь на данных ЭЭГ, а требует использования для управления наркозом еще и других показателей, характеризующих состояние как жизненно важных систем организма— дыхания, кровообращения, так, вероятно, и показателей концентрации наркотических веществ в крови и выдыхаемом воздухе.
Мы кратко остановились на использовании суммарной биоэлектрической активности головного мозга в различных задачах биоуправления. Естественно возникает мысль, что в качестве управляющих сигналов может быть использована и биоэлектрическая активность отдельных нейронов. Этот вопрос представляет значительный интерес, так как позволяет начать поиск корреляций между структурой биоэлектрической активности нейрона и различными воздействиями, оказывающими на нее определенное влияние и приводящими к осуществлению определенных рефлекторных реакций. В качестве управляющих сигналов могут быть использованы различные параметры, характеризующие биоэлектрическую активность нейрона: значения межимпульсных интервалов, группирование импульсов определенной величины и другие.
В настоящее время проблема использования биоэлектрической активности нейрона или группы нейронов в целях биоуправления находится в начальной стадии изучения. Практически
большое значение имеет задача автоматизации проведения экспе- оиментов с микроэлектродами, так как значительная часть экспе- жментального времени тратится на поиск активных нейронов. Лоиск активного нейрона производится постепенным погружением микроэлектрода в нервную ткань. Если экспериментатор не успел вовремя остановить продвижение микроэлектрода, то это приводит к гибели части нейронов. Поэтому интересна работа Р. М. Мещерского и С. Р. Гутмана [130], предложивших следящую биоэлектрическую систему для поиска нейронов. Устройство работает следующим образом (рис. 55). При ручном запуске («пуск») срабатывает триггер, не влияющий в этом положении на работу мультивибратора. Импульсы мультивибратора поступают на усилитель мощности, нагрузкой которого является обмотка якоря шагового электродвигателя. Микроэлектрод, управляющий шаговым механизмом, двигается до точки съема сигнала. При достижении этой точки сигнал нейрона, пройдя усилитель биопотенциалов и выпрямитель, включает триггер Шмидта, который перекидывает управляющий триггер в положение «стоп». Тем самым генерация мультивибратора прекращается, и электродвигатель останавливается. Ось двигателя соединена с подающим устройством микроманипулятора, в держателе которого крепится микроэлектрод. Изменение направления Движения электрода производится вручную, специальным переключателем.
В зависимости от целей эксперимента прибор может работать в нескольких режимах. В первом режиме обеспечивается регистрация внеклеточной активности нейронов (положение а. б, в на рис. 55). Второй режим обеспечивает внутриклеточную регистрацию потенциалов (точка г). При третьем режиме производится поиск так называемых «молчащих нейронов», не имеющих спонтанной активности. Для этого с помощью внешнего раздражителя соответствующей модальности производится их возбуждение. Наконец, возможно производить поиск только тех нейронов, которые имеют определенный тип реакций на раздражитель, например нейронов, отвечающих через небольшой латентный период одним или несколькими разрядами. Следует заметить, что предложение авторов не получило еще распространения, несмотря на преимущества, которые открывает использование метода.
Приведенные нами примеры использования биоэлектрической активности мозга в качестве управляющих сигналов далеко не исчерпывают все возможности применения этого метода в физиологических исследованиях и в практике клинической медицины.
Важно заметить, что в приборах с многоканальными системами биоуправления, предложенных для автоматического контроля за изменениями физиологического состояния и диагностики острых патологических состояний, существенное значение имеют устройства, следящие за изменениями ЭЭГ и участвующие в формировании общей команды. Описание таких приборов и составляет содержание следующей главы.
Глава VI
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ УПРАВЛЕНИЕВ СИСТЕМЕ АВТОМАТИЧЕСКОЙ ДИАГНОСТИКИФУНКЦИОНАЛЬНОГО состоянияЗДОРОВОГО И БОЛЬНОГО ЧЕЛОВЕКА
«Патологические состояния — это особенные, не наблюдающиеся в норме комбинации физиологических явлений».
К. Бернар [22].
В настоящее время сложились два основных направления использования вычислительной техники в медицинской диагностике. Первое связано с диагностикой заболеваний. В его основе лежит нозологический принцип — установление дифференциального диагноза. Второе целенаправлено на непрерывное осуществление контроля и оценки физиологического состояния, на своевременное обнаружение и сигнализацию о развитии острых патологических состояний.
Если первое направление уже достаточно полно сформировалось и использование для дифференциальной диагностики в клинике универсальных вычислительных машин в некоторой степени оправдалось [9, 34], то введение в медицинскую практику специализированных, автоматически действующих устройств для диагностики изменений физиологического состояния находится еще в стадии становления [10, 15, 67].
Следует иметь в виду, что как в логике этих двух различных диагностических подходов, так и в средствах их технической реализации имеются существенные различия. Так как в дальнейшем речь будет идти об автоматической диагностике нарушений физиологического состояния, то, прежде всего, следует отметить, что диагностические устройства, решающие эту задачу, могут быть либо узкоспециализированными, т. е. избирательно определяющими изменения состояния какой-либо одной функциональной системы (дыхание, сердечно-сосудистая, центральная нервная система), либо направленными на диагностику изменения физиологического состояния всего организма по совокупности изменений в нескольких функциональных системах (диагностика коллапса, обморока, терминальных состояний и т. п.).
Основное назначение аппаратуры для автоматической диагностики изменений физиологического состояния — непрерывный контроль за тяжело больными с целью своевременной сигнализа-
ции о развитии у них опасных для жизни патологических со. стояний.
Опыт клинической медицины показывает, что наблюдения за тяжело больными являются весьма существенным, а в некоторых случаях — решающим фактором, определяющим успех лечения. Обычно повышенное внимание к тяжело больным проявлялось в выделении дополнительного персонала (индивидуальный пост). В настоящее время в связи с развитием радиотехники используется система телевизионного наблюдения, включая наблюдения в инфракрасном свете. Сразу же заметим, что такого рода медицинские наблюдения за больным позволяют лишь оценивать в известной степени изменения его общего состояния, так как учитывают лишь некоторые внешние признаки проявления заболевания. Подлинная же оценка физиологического состояния может быть основана на изменении объективно регистрируемых физиологических показателей важнейших функциональных систем организма. Начальным этапом такого подхода к контролю за состоянием больного является получившая распространение в настоящее время система индикации наиболее информативных параметров, характеризующих функциональное состояние сердца, дыхания, центральной нервной системы и др. Речь идет о так называемых мониторах, с помощью которых на пост медицинского наблюдения подается электрокардиограмма, пневмограмма и другие показатели.
Поскольку система слежения за функциональным состоянием должна не просто констатировать наступление тех или иных изменений, а непрерывно оценивать их и прогнозировать возможные возникновения острых патологических состояний, то естественно, что простое визуальное наблюдение даже квалифицированного медицинского работника недостаточно надежно. К этому следует прибавить, что монотонность работы медика-оператора за пультом наблюдения, так же как и необходимость почти непрерывного наблюдения за показаниями нескольких индикаторов,— работа утомительная, снижающая внимание и тем самым надежность своевременного обнаружения существенных нарушений.
Следующим естественным этапом развития системы медицинского контроля за состоянием человека является создание автоматических устройств, осуществляющих непрерывный контроль за физиологическим состоянием человека. При этом такая аппаратура должна не только измерять те или иные параметры, но и непрерывно производить логический анализ поступающей информации, на основании которого она должна автоматически оповещать дежурный персонал о приближении или развитии угрожающего состояния, а в некоторых случаях даже в соответствии с результатами наблюдения автоматически осуществлять те или иные лечебные мероприятия.
Как мы уже указывали, в настоящее время известны функцио-
сальные изменения в отдельных жизненно важных системах организма, которые могут быть использованы для сигнализации о развитии тяжелого патологического состояния. Достаточно упомянуть о том, что длительное прекращение дыхательных движе- ний, равно как и прекращение сердечной деятельности, само по себе является симптомом, указывающим на развитие острого патологического состояния. Однако, помимо столь очевидных признаков, известны и некоторые другие, появление которых может быть в определенный период еще мало заметным как для самого больного, так и для наблюдающего за ним персонала, в то время как диагностическое значение этих изменений достаточно велико и подчас требует немедленного терапевтического вмешательства. Здесь, очевидно, наиболее значительными являются вопросы диагностики острых форм коронарной недостаточности, некоторых форм нарушения нормального ритма сердечных сокращений, развития гипоксических состояний и др.
АВТОМАТИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКАОСТРОЙ НЕДОСТАТОЧНОСТИКОРОНАРНОГО КРОВООБРАЩЕНИЯ
У нас в стране были впервые разработаны приборы, автоматически сигнализирующие о развитии нарушений ритма сердечной деятельности и о возникновении острой ишемии миокарда. Остановимся на описании принципа работы и конструкции этих приборов.
Автоматическая диагностика нарушений сердечного ритма имеет важное значение для клинической медицины. Трудность, которую необходимо преодолеть при решении этой задачи, обусловлена двумя обстоятельствами: наличием большого количества различных форм аритмий в патологии и наличием индивидуально выраженной синусовой аритмии в норме. Идеальным решением этого вопроса было бы такое, при котором автоматически работающее устройство могло бы считывать все зубцы ЭКГ, измерять интервалы между ними и оценивать полученные результаты измерений. Создание такого надежно работающего устройства в настоящее время еще не осуществлено. Поэтому используется второй путь для решения этой задачи, при котором степень нарушения ритма определяется на основе непрерывного измерения и сличения продолжительности интервала 7? — R. Для устранения ложных срабатываний прибора, которое может бытБ вызвано наличием дыхательной — синусовой аритмии — определенная величина отклонений R— /?'от заданной не принимается в расчет при сравнениях.
Прибор «Ритм-1», разработанный в 1961 г. М. Л. Цетлиным и соавторами [53, 66, 67], предназначен для длительного непрерывного анализа ритма сердечной деятельности, выявления и
определения характера его нарушений, регистрации определен, ных таким образом диагнозов, а также для сигнализации суще. ственных расстройств сердечного ритма. Прибор может найти применение в послеоперационных палатах хирургических клиник особенно в клиниках грудной хирургии. Прибор содержит специальное следящее устройство,, вырабатывающее величину среднего (за 3—5 мин) периода сокращения сердца. Эта величина является эталонной. В случае увеличения периода выше эталонного на 2 сек (30 уд[мин) или понижения периода ниже 0,43 сек (140 уд]мин) прибор дает специальный сигнал
«тревога».
Таким образом, принцип действия прибора сводится к измерению длительностей интервалов времени между последовательными сокращениями сердца (между точками R— R электрокардиограммы) и автоматической обработке результатов этих измерений. В норме длительности отдельных периодов сердечной деятельности отличаются друг от друга относительно мало. Учитывая наличие синусовой аритмии, можно считать, что отклонения на 20—25%, как правило, еще не связаны с патологическим нарушением ритма. Длительность очередного кардиоцикла сравнивается с эталонной, результат сравнения регистрируется в ячейках памяти прибора. При этом длительность ка^диоцикла считается нормальной и результат сравнения обозначается буквой Н, если отклонение от эта
лона не превышает 25%. В случае, если измеряемый интервал короче (длиннее) эталонного более чем на 25%, то результат сравнения обозначается буквой К (соответственно Д).
Таким образом, в ячейках памяти прибора формируются «слова», состоящие из букв К, Н, Д. В предложенном образце прибора измеряется последовательно по три интервала, так что каждое «слово» состоит из трех букв. «Слова» объединяются в «диагнозы». Нетрудно видеть, что всего может быть 27 различных трехбуквенных слов. При этом, например, сло-
Рис. 56. Варианты изменения сердечного ритма Описания в тексте
ga НКД и КДН объединяются в «диагноз» «экстрасистола с компенсаторной паузой», слова ККН, ККК, КНК, НКК объединяются в диагноз «тахикардия» и т. д. Слово «ННН» образует «диагноз» «норма».
Все диагнозы (кроме «норма»), которых мы насчитываем девять, регистрируются на перфоленте. Код диагнозов приведен ниже, а на рис. 56 — типичные электрокардиограммы, соответствующие этим диагнозам.
Код к прибору «Ритм-1»Код к прибору «Ритм-1»Порядковый номердиагнозаПорядковый номердиагнозаКод к прибору«Ритм-1»Код к прибору«Ритм-1»Порядковый номер диагнозаПорядковый номер диагноза
Код к прибору «Ритм-1»
Код к прибору «Ритм-1»
Порядковый номердиагноза
Порядковый номердиагноза
Код к прибору«Ритм-1»
Код к прибору«Ритм-1»
Порядковый номер диагноза
Порядковый номер диагноза
ИНН Норма днд, ддд, ндд, ддн 5 инк, НКН, КНН 1 ДКК, ККД, КДК 6 ИНД, НДН, ДНИ 2 ДДК, ДКД, КДД 7 кдн, НКД, ДНК 3 кнд, НДК, ДКН 8 НКК, ККК, ККН, КНК 4
Слова объединяются в диагнозы таким образом, что при изменении начала формирования слова диагноз оставался неизменным. Так, например, диагноз 4 — НКК, ККН означает «интерполированная экстрасистола».
Одновременно с выдачей «диагноза» начинается накопление следующего «слова», так что диагнозы выдаются через каждые три кардиоцикла. При диагнозе «норма» регистрирующий механизм отключен. Заметим, что медленные нарушения частоты сердечных сокращений, не сопровождаемые нарушениями ритмики, диагносцируются как «норма» вследствие подстройки эталонной длительности. 1
Блок-схема прибора приведена на рис. 57.
Блок 1 предназначен для предварительного усиления сигнала, поступающего на вход электрокардиографа. Блок 2 осуществляет формирование импульсов, поступающих затем в блок 3. Последний представляет собой кольцевой триггерный регистр на четырех беснакальных тиратронах. В каждый момент времени зажжен один из четырех тиратронов, а приходящие импульсы гасят горящий тиратрон и зажигают следующий. Таким образом, каждый тиратрон проводит ток в течение времени одного кардиоцикла. Это дает возможность измерить время трех последовательных кардиоциклов, используя накопительные емкости (блок накопления). Специальный блок выработки эталонного интервала формирует напряжение, с которым сравниваются напряжения на накопительных емкостях. В результате этого сравнения в регистре слов формируются слова, которые дешифратором преобразуются в диагнозы. Регистр диагнозов управляет блоком записи. Кроме указанных блоков, имеются еще блоки измерения времени и блок аварийной сигнализации. Командный блок обеспечивает правильную последовательную работу всех блоков устройства.
Рис. 57. Блок-схема прибора «Ритм-1»
П — пациент;
— предварительное усиление;
«— блок формирования импульсов;
—кольцевой триггерный регистр;
— командный блок;
— блок выработки эталонного интервала;
— блок накопления;
— блок сравнения;
— регистр слов;
— дешифратор;
— регистр диагнозов;
— блок записи;
— блок измерения времени;
— блок аварийной сигнализации
Прибор «Ритм-1» был испытан в клинических условиях в Институте сердечно-сосудистой хирургии и показал удовлетворительные эксплуатационные качества.
Сходным образом был устроен и прибор для сигнализации об изменениях частоты и ритмичности дыхания, разработанный М. Л. Цетлиным. Он регистрирует изменения частоты дыхания, не выходящие за пределы заданной нормы, и дает сигнал тревоги при выходе частоты дыхания за эти пределы. Сигнал тревоги включается также при. уменьшении глубины дыхания либо при прекращении дыхания, а также в случае неисправности прибора.
На вход прибора поступает электрический сигнал с угольного датчика сопротивления, измеряющего окружность грудной клетки больного. Сигнал датчика после усиления формируется и подается на счетчик. Счетчик с каждым 10-м циклом дыханий включает схему измерения времени. Прибор сравнивает длительность 10 циклов дыхания с заданным эталоном. Время измеряется посредством емкостного накопителя. Если напряжение на конденсаторе отличается от заданного эталона более чем на ±25%, включается реле «тревоги».
Сравнительно недавно в Англии фирмой «Hewlett—Packard» [507] была также разработана установка для автоматического обнаружения аритмии. Основой ее является гибридная ЭВМ, измеряющая комплекс QRS (измеряется ширина комплекса QRS и интервал R—R). Эти величины сравниваются с хранящимися в ЭВМ нормальными величинами для данного пациента. С помощью установки может быть обнаружена, экстрасистолия, которая
некоторых случаях предшествует мерцанию и фибрилляции же- ®дОчков. Критерием эктопического сокращения служит расши- ение комплекса QRS до 0,015 сек и более. Критерием экстраси- ?толы является уменьшение на 20% интервала R—R, который сравнивается с частотой сокращений, определенной за каждые Зсек. Сигнал тревоги может быть установлен так, что он подается после 3 или 6 последовательных экстрасистол. В итоге прибор дает возможность обнаруживать такие виды аритмии, как желу- чочковая тахикардия, предсердно-желудочковая блокада, блокада ветвей пучка Гисса и фибрилляции желудочков. При разработке прибора приняты меры для защиты от артефактов: в том случае, если получаемая ЭКГ становится неудовлетворительной, зажигается сигнал «Артефакт». Прибор может быть использован с любым монитором, устанавливаемым в палате больных с коронарной недостаточностью.
Качество автоматической диагностики нарушений сердечного ритма можно улучшить за счет введения устройств, опознающих зубец Р ЭКГ и соответственно измеряющих интервал R—R, количество зубцов Р в одном интервале R—R и др. [232].
К этой же группе относится и прибор, разработанный в Институте биофизики АН СССР М. Л. Цетлиным с сотрудниками, предназначенный для непрерывного анализа ЭКГ и автоматического обнаружения изменений положения интервала S — Т ЭКГ [193].
Из многолетнего опыта клинической кардиологии известно, что развитие острой коронарной недостаточности, включая и возникновение инфаркта миокарда, сопровождается закономерными изменениями интервала S—Т и зубца Т ЭКГ [187]. В связи с этим наблюдения за динамикой изменений интервала 5—Т и зубца Т у многих больных, страдающих коронарной недостаточностью, имеют существенное значение. Внезапное развитие острой коронарной недостаточности, а в некоторых случаях бессимптомное ее течение в первый период времени делают актуальным вопрос разработки аппаратуры для непрерывного автоматического наблюдения за ЭКГ, автоматического выявления ее изменений и сигнализации в случаях появления диагностически значимых отклонений. К этому следует добавить, что наблюдения за динамикой ЭКГ, проводимые в течение нескольких часов, могут быть, и чрезвычайно полезными при оперативном вмешательстве и у тяжелобольных в послеоперационном периоде. Во всех этих случаях целесообразно иметь специальную автоматически действующую аппаратуру, которая включала бы запись ЭКГ только при появлении существенных ее изменений. Использование такой- аппаратуры позволило бы, во-первых, избавиться от большого количества избыточной несущественной информации и, во-вторых, облегчило бы врачу выявление участков записей существенно измененной ЭКГ.
Подчеркнем, что в 1962 г. в лаборатории биофизического приборостроения Института биологической физики АН СССР был
разработан и успешно испытан прибор, который позволил $ течение длительного времени осуществлять автоматический кон^ роль за состоянием интервала S—Г, его положением относитель но изоэлектрической линии [2,79,193]*.
В приборе установлен двухканальный усилитель (один канал которого усиливает биопотенциалы с отведения, выбранного для анализа, а другой канал — биопотенциалы, в которых наиболее сильно выражен зубец /?). Прибор содержит также блок синхронизирующего импульса, запускаемый усиленным зубцом R; генераторы прямоугольных импульсов задержки, синхронно запускаемые синхронизирующим импульсом; генераторы прямоугольных импульсов стробов, запускаемые задними фронтами импульсов задержки; ключевую схему, на которую подается усиленное напряжение с исследуемого отведения, открываемую только на время действия строб-импульсов.
Такое устройство прибора позволяет производить синхронный анализ амплитуд любых двух временных интервалов электрокардиограммы, например интервалов S—Г и Т—Р.
- Для сравнения амплитуд анализируемых участков электрокардиограммы и выработки сигнала о длительном нарушении равенства амплитуд в предлагаемом приборе установлены запоминающие устройства, на которые подаются с‘ключевой схемы анализируемые участки электрокардиограммы; схемы совпадения, вырабатывающие импульс при нарушении равенства амплитуд выше определенной величины; предварительный счетчик, вырабатывающий выходные импульсы только при непрерывной последовательности импульсов от схемы совпадения; выходной счетчик, индицирующий длительное нарушение равенства амплитуд, сигнальное реле, включающее графическую регистрацию электрокардиограммы и вызов врача.
С целью визуального наблюдения за положением стробов на электрокардиограмме и предварительной настройки прибора в нем установлена электронно-лучевая трубка, горизонтальная развертка которой запускается синхронно с зубцом R от блока синхронизирующего импульса, а на вертикальные пластины подаются строб-импульсы и анализируемая электрокардиограмма.
На рис. 58 изображена блок-схема предлагаемого прибора. Принцип работы прибора состоит в следующем. Одним из характерных изменений ЭКГ в ранней стадии предынфарктного состояния (во время приступов ишемии миокарда) является незначительное повышение или понижение интервала S—Т относительно интервалов Т—Р, Р—Q, плоские участки которых можно принять за изоэлектрическую линию в пределах одного цикла. Прибор регистрирует наличие этих изменений положения интер-
# 2 —электроды;
для автоматической диагностики предынфаркт-для автоматической диагностики предынфаркт-* 3 — двухканальный усилитель,
для автоматической диагностики предынфаркт-
для автоматической диагностики предынфаркт-
— дифференцирующая цепь;
, 6 — ждущие мультивибраторы, задающие положение строб-импульсов;
,8 — ждущие мультивибраторы, определяющие дли- гельностьстроб-импульсов;
— ключевая схема;
— усилитель;
ц,12 — запоминающие устройства;
— сравнивающее устройство;
4,15 — счетчики;
— сигнальное реле;
— электроннолучевой индикатор;
— пилообразный генератор развертки
Рис. 58. Блок-схема прибора ных состояний
валов S—Т относительно изоэлектрической линии, их длительность и сигнализирует врачу о наступлении приступа.
Для обнаружения указанных изменений ЭКГ передним фронтом зубца R запускается импульсная схема, на выходе которой вырабатываются два строб-импульса; длительность и положение этих строб-импульсов в пределах одного цикла сердечной деятельности (R—R) могут произвольно изменяться оператором. Строб-импульсы управляют ключевой схемой, на вход которой подается ЭКГ, а на выходе появляются лишь те два участка электрокардиограммы, длительность и положение которых соответствуют длительности и положению управляющих строб-импульсов. Таким образом, на выходе ключевой схемы появляются с частотой повторения исследуемой ЭКГ пара разделенных во времени импульсов, амплитуды которых определяются амплитудами выбранных участков ЭКГ. Например, если оператор устанавливает строб-импульсы на участках S—Т и Т—Р электрокардиограммы, то амплитуда первого импульса на выходе ключевой схемы будет соответствовать амплитуде выбранного участка интервала S—Г, а амплитуда второго — амплитуде участка интервала Т—Р.
Первый импульс (S—Г) подается затем на запоминающее устройство, которое фиксирует его амплитуду до прихода второго импульса (Г—Р). После появления и фиксации величины второго импульса оба импульса «считываются» и одновременно подаются на устройство сравнения их амплитуд. Устройство сравнения вырабатывает импульс лишь только в том случае, если разница амплитуд сравниваемых импульсов превышает некоторую заданную величину. Таким образом, появление импульса на выходе устройства сравнения свидетельствует о наличии патологи-
ческих изменений ЭКГ, характерных для предынфарктного со. стояния. Этот импульс может быть использован для управления регистрирующим устройством и системой сигнализации.
Прибор работает следующим образом. Биопотенциалы сер. дечной мышцы снимаются обычным для ЭКГ способом и пода- ются на двухканальный усилитель 3. Первый канал используется для усиления электрокардиограммы, которая подвергается анализу. Отведение, с которого снимается ЭКГ, выбирается врачом после предварительного обследования пациента. Второй канал усилителя усиливает биопотенциалы с отведения, в котором наиболее сильно выражен зубец R. С выхода этого канала усилителя сигнал поступает на вход блока 4, который, дифференцируя и затем усиливая поступающий сигнал, вырабатывает синхронизирующий импульс, соответствующий переднему фронту ЭКГ — усиленному зубцу R. Выходной синхронизирующий импульс блока синхронно запускает генераторы 5 и 6 прямоугольных импульсов задержки, представляющие собой одностабильные мультивибраторы с регулируемой длительностью импульса. Задними фронтами этих' импульсов запускаются генераторы 7 и 8 прямоугольных строб-импульсов, также представляющие собой мультивибраторы с регулируемыми длительностями импульсов. Таким образом, положение строб-импульсов определяется отндсительно синхронизирующего импульса длительностью импульсов генераторов 5 и 6, а длительность этих строб-импульсов задается генераторами 7 и 8. Строб-импульсы управляют ключевой схемой 9, на вход которой подается сигнал усилителя 10, подключенного к первому каналу усилителя, служащего для усиления напряжения исследуемого отведения.
При подаче на ключевую схему 9 импульса от генератора 7 амплитуда выбранного участка ЭКГ (часть S—Т интервала) подается на запоминающее устройство 11, а при подаче на схему 9 импульса от генератора 8 амплитуда части Т—Р интервала подается на запоминающее устройство 12.
Оба зафиксированных импульса подаются на сравнивающее устройство 13, построенное по типу схемы совпадения, и результат сравнения «считывается» задним фронтом строб-импульса, вырабатываемого генератором 8. В случае разницы амплитуд участков интервалов S—Т и Т—Р сравнивающее устройство 13 под воздействием заднего фронта строб-импульса от генератора 8 вырабатывает импульс, регистрируемый предварительным счетчиком 14.
Счетчик 14 служит для предотвращения срабатывания выходного счетчика 15 от одиночных сбоев ЭКГ, которые не могут являться признаками патологического состояния. Только при непрерывно следующих импульсах от сравнивающего устройства 13, когда их число превышает емкость предварительного счетчика 14, вероятность того, что регистрируемые сигналы являются свидетельством патологических изменений ЭКГ, увеличивается, и им-
пульсы регистрируются выходным счетчиком 15. Если же импуль- сы от сравнивающего устройства следуют как случайные и одиночные, предварительный счетчик автоматически сбрасывается. Цо показаниям выходного счетчика, оператор (врач) может судить как о наличии, так и о продолжительности периодов, в течение которых имелись патологические изменения ЭКГ. Параллельно счетчику 15 включено сигнальное реле 16, осуществляющее вызов врача и включающее систему записи ЭКГ. Для визуального контроля за положением на ЭКГ строб-импульсов и их длительностью, а также для предварительной настройки прибора служит электроннолучевая трубка 17. На вертикальные пластины ее подаются строб-импульсы ат генераторов 7 и 8 и анализируемая электрокардиограмма; горизонтальная развертка осуществляется генератором пилообразного напряжения 18, запускаемого зубцом от блока 4 синхронизирующего импульса.
Впервые испытание прибора для автоматической диагностики предынфарктных состояний было проведено в Институте им. Склифосовского под руководством профессора С. Г. Моисеева. Пациентами были больные с инфарктом миокарда. Автоматическое наблюдение за ЭКГ каждого больного производилось в течение 3—5 час. При этом были обнаружены периодически возникающие в некоторых случаях весьма кратковременные существенные изменения ЭКГ. Так, например, у одного из больных была зарегистрирована ранее не обнаруживаемая аритмия: периодический переход на узловой ритм с полной блокадой проведения по одной из ножек пучка Гисса.
Нами были рассмотрены два разных типа приборов для автоматического наблюдения и сигнализации о нарушениях сердечной деятельности по данным ЭКГ. Естественно возникает мысль о возможности объединения этих устройств с целью повышения надежности и расширения диагностических возможностей. Речь идет о создании прибора, который бы одновременно осуществлял автоматический контроль как за ритмом сердечной деятельности, так и за изменениями ЭКГ, обусловленными развитием острой коронарной недостаточности. Оснащение такими приборами кардиологических клиник, включение их в систему контроля за хирургическими больными в послеоперационный период должно способствовать существенному повышению эффективности штата «скорой помощи».
АВТОМАТИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКА СТАДИИ СНА
Как уже было ранее упомянуто, большинство исследователей считают [47, 104, 186, 256, 313, 386], что изменения картины биоэлектрической активности головного мозга достаточно полно отражают циклические сдвиги функционального состояния го-
ловного мозга, которые наиболее ярко и отчетливо проявляются в период сна. Мы до сих пор не располагаем достаточно точн^ ми сведениями о причинах возникновения сна, т. е. нет удовлет- I верительного ответа на вопрос: почему мозг примерно 30% ' времени должен находиться в состоянии сна? Длительное время сон связывали только с отдыхом, при этом просто считали, что в период сна функциональный уровень головного мозга и прежде всего коры больших полушарий резко снижен. Благодаря использованию электроэнцефалографического метода в настоящее время представления о сне и его биологической роли значительно обогатились. Стало очевидным, что сон — это сложный циклически протекающий процесс, отражающий определенную деятельность мозга, которая во многом существенно отличается от деятельности мозга в период бодрствования.
Что же удалось обнаружить? Прежде всего несколько последовательно и закономерно сменяющих друг друга картин био- : электрической активности, которые достаточно точно по времени совпадали с различными по внешнему проявлению стадиями сна: от дремотного состояния до глубокого сна и пробуждения. Первое описание ЭЭГ стадий сна дано в работах [283, 386].
Примечательно, что эти авторы, по-видимому, пытались уже дать количественную оценку наблюдаемым изменениям ЭЭГ. Так, еще в первом исследовании Лумиса с соавторами были использованы для выделения определенных частот ЭЭГ пассивные резонансные фильтры в сочетании с интегратором. В дальнейшем .многие авторы детализировали и уточняли классификацию ЭЭГ фаз сна, приведенную в работах Лумиса и соавторов, Дэвиса и соавторов. Существенным было открытие «парадоксальной» фазы или, как ее некоторые авторы называют, фазы «быстрого» сна [104, 197, 236, 256].
В настоящее время большинство авторов [85, 104, 116, 197, 256] описывают шесть основных стадий сна. Внутренние границы между отдельными стадиями сна определяются по характеру изменений биоэлектрической активности мозга, проявлению кожно-гальванической реакции, движению глаз, состоянию мышечного тонуса и по изменениям частоты сердечных сокращений. При этом «весовое» значение изменений ЭЭГ играет, по мнению многих исследователей, ведущую роль.
Выявление наличия и длительности отдельных стадий сна имеет определенное диагностическое значение. Так, было установлено, что при некоторых заболеваниях центральной нервной системы существенно изменяется структура сна — отсутствуют или крайне быстро протекают отдельные ЭЭГ стадии сна. В то же время установлено, что при нахождении в экстремальных условиях, например в длительных космических полетах, у здорового человека могут возникнуть нарушения сна, которые оказывают неблагоприятное влияние на состояние работоспособности в последующем периоде бодрствования. В связи со сказан-
нуМ можно сделать заключение, что диагностика стадий сна име- еТ определенное практическое значение. Оценка стадий сна с ломощью автоматически действующих приборов является актуальной задачей, так как с помощью такой аппаратуры представ- дяется возможным исследовать способность восприятия экстрараздражений в различные стадии сна и даже управлять сном в случаях его нарушения у больных или у здоровых, находящихся в различных экстремальных условиях. Создание биотехнической программы для таких приборов требует четкого определения различных стадий сна.
Кратко остановимся на энцефалографическом описании стадий сна (рис. 59). Стадия Л характеризует начальный период развития дремотного состояния, когда субъект еще не спит, на ЭЭГ доминирует a-ритм. Стадия В — на ЭЭГ снижается вольтаж биопотенциалов, поэтому она названа Люмисом и соавторами «стадией низкого вольтажа». В эту стадию сна a-ритм постепенно затухает и периодически появляются на ЭЭГ 0-волны (субъект дремлет). Стадия С характеризуется периодическим появлением на ЭЭГ веретен — колебаний частотой 12—14 в 1 сек. В эту стадию постепенно возрастает число и амплитуда медленных колебаний (субъект спит). В стадию сна D происходит дальнейшее увеличение числа и амплитуда А и 0-волн. Медленные волны доминируют на ЭЭГ. Субъект глубоко спиг. Стадия Е характеризуется дальнейшим снижением частоты медленных волн и нарастанием до максимальных значений их амплитуды. На ЭЭГ доминируют Д-волны с амплитудой, значительно превышающей амплитуду биопотенциалов в бодрствующем состоянии. Субъект находится в состоянии крайне глубокого сна. Перечисленные пять стадий сна характеризуют картину ЭЭГ ортодоксального сна. Она, как уже было ранее отмечено, была впервые описана еще Люмисом и соавторами. В 1939 г. Блейк, Герард и Клейтман [256] описали шестую стадию сна, названную нулевой. Эту стадию они обнаружили в ранний утренний период. Характерным ее признаком была низкая амплитуда биопотенциалов. В дальнейшем были раскрыты некоторые физиологические особенности этой фазы: значительное снижение тонуса скелетных мышц, появление быстрых движений глаз, обусловленных возникновением сновидений, выраженное проявление кожно-гальванической реакции. Эти особенности шестой стадии привели к тому, что некоторые исследователи обозначили ее как стадию «быстрых движений глаз», другие — как парадоксальную. Последнее название, вероятно, наиболее удачное, так как оно, с одной стороны,. подчеркивает принципиальное отличие функционального состояния мозга в эту стадию сна от пяти других, характеризующих ортодоксальный сон, а с другой — указывает на близость ЭЭГ в эту фазу с ЭЭГ бодрствующего состояния.
Исследования, проведенные в психоневрологической клинике, равно как и наблюдения физиологов, позволили установить, что
Рис. 59. Электроэнцефалограмма при различных стадиях (Z—У) сна
/ — бодрствование (фаза Л);
// — дремотное состояние (фаза В);
/// — сон — фаза С (веретенная);
— медленный сон (фазы D, В);
— парадоксальный сон (фаза Р);
FP8, FPd — лобно-теменные отведения слева и справа;
FT8l FTd - лобно-височные;
ТОв, TOd — височно-затылочные;FOs — лобно-затылочное отведение слева;/ — ЭКГ;— дыхание;—кривая интегратора;— электроокулограмма;— отметка раздражителяТОв, TOd — височно-затылочные;FOs — лобно-затылочное отведение слева;/ — ЭКГ;— дыхание;—кривая интегратора;— электроокулограмма;— отметка раздражителяРОв, POd -теменно-затылочные-*
ТОв, TOd — височно-затылочные;
FOs — лобно-затылочное отведение слева;
/ — ЭКГ;
— дыхание;
—кривая интегратора;
— электроокулограмма;
— отметка раздражителя
ТОв, TOd — височно-затылочные;
FOs — лобно-затылочное отведение слева;
/ — ЭКГ;
— дыхание;
—кривая интегратора;
— электроокулограмма;
— отметка раздражителя
нормальный сон здорового человека протекает с закономерны^ циклическим проявлением различных фаз сна. При этом было отмечено, что каждая фаза имеет свои временные характеристики, и нарушение нормальных временных соотношений между различными фазами сна, равно как полное выпадение отдельных фаз сна, указывает на нарушение функционального состояния мозга и имеет определенное диагностическое и, следовательно прогностическое значение.
У нас в стране А. Н. Шеповальниковым [197, 198] и за рубежом Ларсеном и Уолтером [378] были проведены исследования, направленные на создание программы для электронного прибора’ автоматически опознающего различные стадии она. Авторы прежде всего пытались оценить возможность использования в качестве управляющих сигналов только изменений ЭЭГ. С этой целью А. Н. Шеповальников провел изучение динамики суммарной биоэлектрической активности мозга у спящего человека. Результаты этой работы показали, что полученные автором программы усредненного интегрирования напряжения за 10 эпох анализа ЭЭГ, по Корбину и Бикфорду, позволяют достаточно хорошо дифференцировать различные фазы ортодоксального сна, но не позволяют отличать парадоксальную фазу сна от дремотного состояния. Для более точной оценки фаз сна Шеповальни- ков предложил использовать новый показатель — отношение усредненного за минуту интегрированного напряжения в частотном диапазоне 1—8 гц к интегрированной активности в частотном диапазоне 8—30 гц. Этот коэффициент, по данным анализа свыше 1000 эпох, для стадии С оказался равным 1,5—2,5; для стадии D — 2,5—4; для стадии Е — 4—6 и более. В бодрствующем состоянии этот коэффициент меньше единицы и колеблется у различных людей от 0,3 до 0,9. Определенный интерес представляет попытка использовать для дифференцировки парадоксальной фазы сна от дремотного состояния автокорреляционный метод анализа ЭЭГ. Однако эта попытка оказалась такой же несостоятельной, как и использование гистограмм усредненного интегрированного напряжения. В то же время этот метод также позволил дифференцировать различные фазы ортодоксального сна. В дальнейшем Шеповальников пришел к заключению, что для надежной диагностики всех стадий сна в специализированных электронных устройствах необходимо помимо ЭЭГ использовать информацию о состоянии мышечного тонуса и движениях глаз.
В работах Ларсена и Уолтера были осуществлены оценки возможности автоматической диагностики фаз сна по данным анализа спектра~ЭЭГ. Было проведено сопоставление двух способов автоматического опознания стадий сна — с использованием множественного регрессионного анализа и множественного дискриминантного анализа. У испытуемых получали двухминутные записи ЭЭГ в шести стадиях сна. Для каждого участка ЭЭГ
рассчитывали на цифровой электронно-вычислительной машине спектр мощности (с шагом 0,2 гц). Эти данные группировали для получения усредненных величин интенсивностей либо 5 основных составляющих ЭЭГ частот, либо 20 отдельных составляющих ЭЭГ. В результате каждый участок ЭЭГ характеризовался группой из 5 или 20 чисел. Предварительно визуально оценивался каждый участок ЭЭГ и критерием эффективности метода считали процент совпадения визуальной и автоматической оценки стадий сна.
Множественный дискриминантный анализ ЭЭГ осуществлялся в один либо в два этапа. Двуступенчатый анализ заключался в отнесении участков ЭЭГ к одному из двух классов: синхронизированному (ортодоксальный сон) или десинхронизированному, а затем отнесении каждого участка к одному из трех подклассов; на первой ступени анализа была использована узкополосная, а на второй ступени широкополосная группировка значений спектров ЭЭГ. В результате исследования при опознании стадии сна было получено 60% совпадений данных множественного регрессионного анализа с данными визуального анализа; использование множественного дискриминантного анализа позволило повысить число совпадений до 74—79,4%.
Таким образом, результаты приведенных выше работ указывают на то, что при использовании в качестве управляющих сигналов изолированно только одной ЭЭГ вряд ли возможно автоматически надежно диагностировать все стадии сна. Как и для решения многих подобных диагностических задач (наркоз, гипоксия), надежность работы автоматических приборов может быть значительно повышена благодаря использованию в системах биоуправления нескольких взаимосвязанных параметров (сим- птомокомплексов), характеризующих значительно более полно отдельные стадии сна, чем изолированно одна ЭЭГ.
АВТОМАТИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКА СОСТОЯНИЯ ЧЕЛОВЕКАПО КОМПЛЕКСУ ФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ ПАРАМЕТРОВ
Обобщая результаты уже рассмотренных нами работ, в которых были предложены различные программы для автоматически действующей биоуправляемой аппаратуры, предназначенной для диагностики наркоза, гипоксического состояния и различных стадий сна, можно сделать заключение о том, что наиболее целесообразным методом решения таких задач является создание биотехнических программ, в которых используется информация, характеризующая определенные сдвиги не в одной какой-либо функциональной системе, а одновременно в нескольких. Речь идет о том, что основу таких программ должны составлять диагностические симптомокомплексы, т. е. совокупность определенным образом связанных друг с другом параметров, отражающих одновременно возникающие сдвиги физиологи-
ческого состояния нескольких функциональных систем. При этом,- разумеется, в качестве отдельных параметров в системе биоуправления могут быть использованы как биоэлектрические, так и другие физиологические или биохимические показатели.
Одной из наиболее важных, с практической точки зрения, задач является создание программы для автоматической диагностики острых патологических состояний, возникновение которых требует оперативного вмешательства врача. Речь идет о двух возможных ситуациях: о внезапном ухудшении состояния больного и о развитии острого патологического состояния у здорового человека, находящегося в экстремальных условиях.
Теоретическим основанием для разработки такой аппаратуры служат современные представления о некоторых общих закономерностях развития приспособления организма к воздействию различных факторов внешней среды.
Развитие идей, высказанных в прошлом столетии французским физиологом Клодом Бернаром, выдвинувшим принцип, согласно которому «постоянство внутренней среды организма является непременным условием свободной жизни», привело к современным представлениям о биологическом гомеостазе [18, 133, 190, 273].
Теоретические представления Кенона [273], Л. А. Орбе^и [133] об адаптационной роли симпатической нервной системы явились первыми в общем успешными попытками обобщения самых различных, на первый взгляд, приспособительных реакций животных и человека к весьма разнообразным воздействиям внешней среды. Дальнейшим этапом в развитии этого направления теоретической медицины явились работы Селье [166], его концепция об «адаптационном синдроме». Важным заключением, к которому пришли перечисленные выше исследователи, было то, что в развитии приспособления организма к воздействию различных факторов внешней среды, равно как и к патогенным влияниям, вызывающим многочисленные заболевания, существенную роль играют неспецифические адаптационные реакции. Это и определяет значительное сходство в характере физиологических сдвигов при развитии адаптации организма к широкому диапазону различных по своей природе воздействий. Весьма существенным является и то обстоятельство, что срыв приспособления, переход из физиологического состояния в острое патологическое в общем оказывается по своему патофизиологическому механизму близким, сходным при действии различных патогенетических факторов. Из сказанного можно сделать заключение, что, несмотря на большое число патогенных факторов, должно быть относительно ограниченное, небольшое число отличающихся друг от друга по механизму острых патологических состояний. Это обстоятельство явилось важной предпосылкой в нашей работе при создании диагностической аппаратуры для автоматической оценки изменений физиологического состояния [72, 73, 121].
В 1961 г. В. Б. Малкиным, М. Л. Цетлиным с соавторами была начата работа над созданием медицинской программы для прибора, автоматически сигнализирующего о развитии гипоксического состояния и о проявлениях различных стадий этого состояния.
Исследования гипоксических состояний в течение многих лет привлекают особенно большое внимание физиологов и клиницистов, и это не случайно, так как развитие гипоксических состояний является центральным звеном в цепи событий, определяющих развитие острых угрожающих жизни патологических состояний при всех заболеваниях независимо от их этиологии. Это положение станет очевидным, если вспомнить, что развитие агонального состояния определяется, как правило, резким угнетением функции дыхания и кровообращения, а возникновение клинической смерти — прекращением транспорта кислорода к тканям.
В то же время острые гипоксические состояния могут возникать внезапно и у здорового человека при подъемах на большие высоты, когда технические средства защиты по тем или иным причинам оказываются несостоятельными.
Опыт авиационной медицины свидетельствует о том, что развитие острых гипоксических состояний на высотах 7000 м и выше, как правило, не сопровождается появлением каких-либо неприятных ощущений. Более того, в некоторых случаях у пострадавших возникает эйфория и они неадекватно оценивают не только свое состояние, но и окружающую обстановку [18, 19], это и определяет большую опасность острой гипоксической гипоксии для лиц летной профессии. Это обстоятельство, по-видимому, в значительной степени обусловило практическую заинтересованность авиакосмической медицины в создании аппаратуры для автоматической сигнализации летчику и членам экипажа о развитии острой гипоксии.
Мы уже упоминали о работе Праста и Ноеля [420], предложивших прибор для автоматической диагностики острого гипоксического состояния применительно к задачам авиационной медицины. На наш взгляд, в этой работе была приближенно решена лишь частная задача диагностики гипоксических состояний. По существу, авторы показали лишь определенную возможность использования электроэнцефалограммы, ее изменений для диагностики некомпенсированного острого голодания, приводящего к развитию высотного обморока, т. е. к быстрому угнетению функций коры больших полушарий. Как известно из -работ В. Б. Малкина и соавторов [120, 121, 122], имеется по крайней мере две формы некомпенсированного острого кислородного голодания, при которых биоэлектрическая активность мозга претерпевает различные изменения. Так, при возникновении в результате острой гипоксии нарушений деятельности сердечно-сосудистой системы, приводящих к коллапсу, на ЭЭГ длительное время отмечается десинхронизация, а затем лишь. появляется низко-
8 Биоэлектрическое управление 195
амплитудная медленная активность. Из сказанного можно сделать заключение, что такую форму острой кислородной недостаточности нельзя будет вовремя распознать по программе, предложенной Прастом и Ноелем. Действительно, в работе этих авторов указано, что у двух обследуемых при возникновении потери сознания вследствие коллапса прибор не дал сигнала тревоги. Так как это событие имело место из 107 случаев только в двух, то создается впечатление, что такие случаи достаточно редки. Однако это не так. Если бы Праст и Ноель моделировали гипоксию, которая возникает при меньшей степени дефицита кислорода во вдыхаемом воздухе (5000—6000 м^, то случаи развития нарушений работоспособности и сознания в результате возникновения преколлаптоидных состояний встретились бы значительно чаще, чем при использованной ими модели,— быстро протекающих крайне острых формах гипоксической гипоксии. Помимо этого Праст и Ноель ограничили свое исследование поиском физиологических показателей, отражающих развитие только начальной стадии гипоксии. Они ставили перед собой задачу подать сигнал в такую фазу гипоксического состояния, когда он может быть еще разумно воспринят человеком, испытывающим кислородное голодание. Подача сигнала в начальную фазу развития гипоксии имеет важное практическое значение, однако при крайне острых формах гипоксической гипоксии, когда время до наступления потери сознания ограничено всего 15—20 сек, тяжелые гипоксические расстройства деятельности ЦНС могут возникнуть так быстро, что сигнал уже не будет воспринят пострадавшим. В связи с этим при разработке медицинской программы автоматического сигнализатора гипоксического состояния практически важным является определение физиологических параметров, характеризующих различные стадии развития острого кислородного голодания. Это значит, что прибор должен сигнализировать не только о начальной стадии развития гипоксии, но и подавать сигнал о возникновении тяжелого гипоксического состояния, при котором уже сигнал не может быть непосредственно воспринят пострадавшим в связи с нарушением у него сознания, но может быть использован для автоматического включения средств спасения в полете или при барокамерных испытаниях; применительно же к задачам клинической медицины подача такого сигнала исключительно важна для оказания «скорой помощи» больному.
Отсутствие в настоящее время широкого внедрения в клиниках автоматически действующей аппаратуры, осуществляющей контроль за физиологическим состоянием больного и сигнализирующей о развитии острых патологических состояний, обусловлено, прежде всего, пробелом знаний в области нормальной и патологической физиологии человека. До сих пор нет еще достаточно точного описания физиологической нормы, которая должна включать не только состояние относительного покоя, чем поль-
зуется до настоящего времени еще в значительной степени клиническая медицина, но в нее должны быть включены и соответствующие функциональные показатели, характеризующие нормальные отклонения основных физиологических параметров при различных формах деятельности. Речь идет не о традиционной «медицинской» норме, а о том, что может быть определено как «stress-норма».
Таким образом, отсутствие достаточно достоверных конкретных данных, характеризующих физиологическое состояние, которое можно считать нормальным, является серьезным препят- ствием для создания медицинской программы, определяющей работу специальной аппаратуры, автоматически сигнализирующей о развитии различной тяжести острых патологических состояний. Естественно, возникает предположение, что составление медицинских программ для такого типа диагностической аппаратуры все же может быть осуществлено на основании анализа опубликованных экспериментальных исследований, в которых приведены результаты изменений различных физиологических параметров у больных при развитии острых патологических состояний и здоровых людей, у которых нарушения нормального физиологического состояния возникали под влиянием различных неблагоприятных условий внешней среды.
Наш опыт работы над программой сигнализатора гипоксических состояний показывает, что возлагать большие надежды на возможность использования литературных данных не приходится. Это обусловлено несколькими обстоятельствами. Во- первых, разнородностью использованных в различных работах методов исследования; во-вторых, почти полным отсутствием работ, в которых при развитии различной тяжести острых патологических состояний регистрировались в динамике отклонения одновременно в нескольких функциональных системах.
В связи с этим при разработке медицинской программы сигнализатора гипоксических состояний мы встали перед необходимостью проведения экспериментальной работы, целенаправленной, прежде всего, методически на решение поставленной задачи. Литературные данные и более чем десятилетний опыт ранее проведенных исследований, в которых изучались острые гипоксические состояния у людей, были использованы только для выбора методов исследования и для определения некоторых величин отклонений отдельных функциональных параметров, которые уже несовместимы с сохранением гомеостаза. "
Создание программы прежде всего требовало решения методической задачи — выбора наиболее информативных физиологических показателей, характеризующих острое гипоксическое состояние. При этом необходимо было провести количественную оценку изменений избранных физиологических параметров с целью их использования в качестве показателей различной тяжести гипоксического состояния. Составленная таким образом
медицинская программа определяла то, что прибор сигнализиро, вал бы не только о возникновении гипоксического состояния, но и о его тяжести.
Мы считали важным, прежде всего, с практической точки зрения, чтобы на основании показаний прибора можно было бы судить по крайней мере о трех отклонениях физиологического состояния от нормы. Первый сигнал должен был оповещать о возникновении гипоксии, приводящей еще к относительно незначительному снижению работоспособности; в связи с чем такой сигнал мог бы быть еще принят экипажем летательного аппарата или испытуемым, подвергнутым воздействию пониженного барометрического давления в барокамере. Второй сигнал — о развитии критического состояния, т. е. о потере работоспособности и изменении сознания, при котором уже, как правило, требуется пострадавшему посторонняя помощь. Третий сигнал должен указывать на развитие опасного для жизни гипоксического состояния— определяет необходимость оказания пострадавшему экстренной медицинской помощи.
Такая постановка задачи привела к необходимости проведения экспериментальных исследований с людьми, а также и исследований на животных, на которых проводилось изучение тяжелых гипоксических состояний.
Для изучения острого гипоксического состояния у 132 практически здоровых людей исследовалось развитие в условиях подъемов в барокамере кислородного голодания на высотах от 5000 до 9000 м. В процессе высотных подъемов проводилась непрерывная запись важнейших физиологических параметров и одновременно в динамике проводились наблюдения за общим состоянием испытуемых, их работоспособностью и поведением.
Сопоставление данных физиологических исследований: записей в различные периоды развития острой гипоксии ЭЭГ, ЭКГ, дыхания, насыщения артериальной крови кислородом, замеров артериального давления, определений величин жизненной емкости легких с изменениями работоспособности, общего состояния испытуемых и их самочувствия позволили эмпирически установить диагностическую значимость различных отклонений от нормы физиологических показателей и главное позволили выделить симптомокомплексы, характеризующие гипоксические состояния различной тяжести.
Анализ результатов исследования позволил сделать заключение, что для достаточно надежной диагностики гипоксического состояния необходимо одновременное получение информации о функциональном состоянии центральной нервной системы, сердечно-сосудистой системы и дыхания. С этой целью в качестве физиологических данных рационально использовать запись биоэлектрической активности мозга, сердца, а также показатели насыщения артериальной крови кислородом и артериального давления крови. *
В соответствии с результатами ранее проведенных исследований [6, 45, 120, 121, 211, 243, 282, 293, 406, 459] была установлена большая диагностическая значимость изменений ЭЭГ, возникающих при развитии острой гипоксической гипоксии. При этом, в отличие от исследований Дэвиса и сотрудников, Корнмюллера и сотрудников, Г. В. Алтухова и сотрудников, отметивших корреляцию между определенными качественными изменениями ЭЭГ (появлением единичных и коротких групп 0-волн, доминированием © и A-ритма) и нарушениями высшей нервной деятельности, в частности изменениями почерка, появлением характерных ошибок, а также проявлением грубых нарушений деятельности центральной нервной системы, включая развитие судорожных состояний, и нарушениями сознания, были установлены определенные количественные критерии изменений ЭЭГ, использованные в диагностических симптомокомплексах в качестве важнейших элементов. Так было установлено определенное диагностическое значение изменений суммарной биоэлектрической активности мозга в спектре низких частот (2—8 в 1 сек?). При оценке данных ЭКГ была отмечена высокая информативная значимость изменений частоты сердечных сокращений за определенное время.
Речь идет о развитии за относительно короткий промежуток времени «относительной» брадикардии, когда частота сердечных сокращений снижается с больших величин до фоновых или величин, несколько превышающих исходные величины, и абсолютной брадикардии, когда частота сердечных сокращений снижается до уровня, более низкого, чем фоновый.
Мы остановились кратко на описании двух ведущих симптомов, характеризующих развитие двух различных по физиологическим механизмам патологических состояний. В случаях, когда развитие острого гипоксического состояния приводит к инициальным расстройствам деятельности центральной нервной системы, включая нарушения сознания, которые субъективно протекают для пострадавшего незаметно, ведущее диагностическое значение имеют изменения биоэлектрической активности мозга (см. рис. 60 и 61); в случаях же, когда доминируют расстройства регуляции сердечно-сосудистой системы и развитие острой гипоксии приводит к развитию преколлаптоидного состояния или коллапса, то ведущее значение в диагностике приобретают изменения ритма сердечной деятельности и изменения величин артериального давления крови. При этом испытуемые длительное время сохраняют сознание и часто сами указывают на ухудшение своего состояния.
С целью диагностики различных стадий кислородной недостаточности при моделировании острых гипоксических состояний в процессе анализа результатов физиологического исследования проводилась количественная оценка изменений различных физиологических параметров в процентах к исходному уровню. При
Рис. 60. Изменения ЭЭГ во время решения арифметической задачи при развитии острой гипоксии на высоте 7000 м
— левая затылочная область;— левая лобная область;— запись решения задания;— пневмограмма;1 — до подъема на высоту;— левая затылочная область;— левая лобная область;— запись решения задания;— пневмограмма;1 — до подъема на высоту;
— левая затылочная область;
— левая лобная область;
— запись решения задания;
— пневмограмма;
1 — до подъема на высоту;
— левая затылочная область;
— левая лобная область;
— запись решения задания;
— пневмограмма;
1 — до подъема на высоту;
Б, В, Г и Д — в различные периоды времени пребывания на высоте;
Е а Ж — после переключения испы туемого на дыхание кислородом.
Стрелка — момент подачи кислорода
Рис. 61. Изменение ЭЭГ при развитии острой гипоксии (А—норма; Б—высота 7000 м, 4-я минута)
ЭЭГ:
1 — лобнд-затылочное;4 — затылочное;7 — лобно-затылочное;ЭКГ:
2 —лобное;5 — лобное;8— интегрированное значение ЭЭГ 1—Ш — стандартные отведения;
височное;6 — височное;различных частотных полос;9 —дыхание
этом устанавливались значения степени отклонений в зависимости от их величины. Различные физиологические параметры условно обозначались буквами алфавита, а величина отклонений — соответствующей цифрой:
А— суммарная интенсивность биоэлектрической активности головного мозга в спектре от 1 до 8 гц, т. е. в диапазоне частот, составляющих А и 0-ритм;
Б — частота сердечных сокращений;
В — частота дыхания;
Г — насыщение артериальной крови кислородом;
Д — артериальное давление.
В процессе анализа результатов исследований установлены значимые отклонения каждого из упомянутых выше параметров. Степень отклонения обозначалась индексом-цифрой. Для различных параметров было установлено различное число степеней отклонения. Анализ данных электроэнцефалографии показал целесообразность выделения трех степеней отклонения ЭЭГ от нормы.
Первая степень Ai включает следующие изменения:
— незначительное усиление или ослабление основного ритма с увеличением или уменьшением суммарной биоэлектрической активности на 50%;
— появление повышенной амплитуды единичных или коротких групп медленных колебаний частотой 5—7 с увеличением х суммарной интенсивности биоэлектрической активности в спектре низких частот (1—8 гц^ до 300%.
Вторая степень Аг включает доминирование медленных волн частотой 4—6 и 2—4 гц при увеличении интенсивности биоэлектрической активности более чем на 300%.
Третья степень Аз—угнетение биоэлектрической активности при уменьшении суммарной интенсивности биоэлектрической активности более чем на 50%.
Анализ результатов электрокардиографических исследований показал целесообразность в диагностических целях выделить четыре различные степени отклонения частоты пульса.
Первая степень Б1, повышение частоты сердечных сокращений до 140%.
Вторая степень Ба, повышение пульса до 180%.
Третья степень Б3, снижение частоты сердечных сокращений за 10—15 сек до нормы или до величин, на 25% ниже исходных.
Четвертая степень Б4, падение частоты сердечных сокращений более чем на 25% от нормы, проявление глубоких нарушений синусового ритма.
При анализе результатов исследования дыхания было отмечено относительно небольшое диагностическое значение этого параметра, в связи с чем были выделены лишь две степени его изменения.
Первая степень Bi, повышение частоты дыхания более чем на 50%.
Вторая степень В2, понижение частоты дыхания более чем на 50%.
Уместно упомянуть, что длительная задержка дыхания и резкое повышение частоты дыхания вошли в жесткую программу работы прибора.
На основании анализа изменений насыщения артериальной крови кислородом были выделены три степени отклонения этого параметра:
Первая степень Pi, падение насыщения от 85 до 70%.
Вторая степень Г2, падение насыщения от 70 до 60%.
Третья степень Гз, падение насыщения ниже 60%.
Кровяное давление ввиду отсутствия надежной методики непрерывной регистрации может определяться лишь периодически. Согласно нашему предложению, сигналом для замера кровяного давления служит появление определенного отклонения частоты сердечных сокращений (Б2, Б3 или Б4).
При оценке изменений кровяного давления выделены четыре степени отклонения этого параметра от нормы:
первая степень Д1 —повышение систолического давления до 25%;
вторая Д2—повышение систолического давления более чем на 25%;
третья Дз—снижение систолического давления на 20%;
четвертая Д4—падение систолического давления более чем на 20%.
Таким образом, для установления того или иного изменения физиологического состояния при развитии острой гипоксической гипоксии мы пользовались следующими условными обозначениями:
А Ах А2 А3 по данным ЭЭГ
Бн Ьг Б2 Б3 Б4 по данным ЭКГ
Вн Вх В2 по записи дыхания
I н Pi Г2по данным оксигемометрии
Дн Дг Д2 Д го .дагЕым спределения систолического давления крови.
Комбинация этих букв, каждая из которых обозначает определенный признак—функциональный сдвиг — изменение одного из физиологических параметров, должна составить слово —сим- птомокомплекс, характеризующий физиологическое состояние обследуемого.
Анализ результатов-физиологических исследований и данные наблюдений за общим состоянием и поведением испытуемых по-
зволили оценить диагностическое значение различных си мп то. мокомплексов. Анализ более чем 500 экспериментов, в которых у испытуемых в барокамере на высотах от 5000 до 9000 м (в отдель. ■ ных случаях до 12 000 м\ возникала острая гипоксия, позволил нам (при сопоставлении данных физиологического исследования с результатами наблюдения за общим состоянием обследуемого и способностью его выполнять различные психологические тесты) условно выделить четыре стадии различной глубины гипоксического состояния.
Первая стадия — устойчивая компенсация. Во время ее развития испытуемые, несмотря на возникновение гипоксемии и появление умеренных адаптационных сдвигов со стороны сердечной деятельности и дыхания, сохраняют еще относительно высокий уровень работоспособности.
Вторая стадия — частичная декомпенсация, для нее характерно снижение работоспособности, в связи с чем о наступлении ее важно сигнализировать. Человек в эту стадию гипоксии, как правило, еще не теряет способности адекватно оценивать свое состояние и ситуацию, в которой он находится.
Третья стадия — полная декомпенсация, развитие критического состояния. В эту фазу работоспособность практически полностью утрачена. Для нее характерны глубокие нарушения сознания, так что человек уже не способен адекватно оценивать не только свое физиологическое состояние, но и ситуацию, в которой он находится. Следовательно, сигнал о возникновении этой стадии должен быть сигналом о необходимости спуска с высоты и т. п.
Четвертая -стадия—угрожающие жизни расстройства — была изучена в опытах на животных, так как предполагает развитие тяжелых гипоксических нарушений дыхания и кровообращения.
Эта классификация определила и требования к работе прибора— сигнализатора гипоксического состояния. Прибор должен автоматически сигнализировать о развитии острого гипоксического состояния. При этом конструкция прибора должна обеспечивать подачу трех сигналов, каждый из которых должен отражать три стадии некомпенсированного острого гипоксического состояния.
Первый сигнал: «Внимание, острый недостаток кислорода, работоспособность снижена» подается при появлении первых симптомов некомпенсированного кислородного голодания. Он предупреждает о развитии гипоксической гипоксии в период, когда происходит еще относительно небольшое снижение работоспособности, т. е. этот сигнал должен быть разумно воспринят «пострадавшим», который способен предпринимать целенаправленные действия._
Второй сигнал сообщает о развитии некомпенсированного кислородного голодания и указывает на резкое снижение или полную потерю работоспособности.
Третий сигнал указывает на развитие опасного для сохранения жизни гипоксического состояния. Второй и третий сигналы могут быть использованы для автоматического включения средств спасения. Учитывая скорость развития гипоксического состояния, время, необходимое для постановки диагноза, не должно превышать 15—20 сек.
Прибор должен осуществлять непрерывный анализ поступающей физиологической информации: данных электроэнцефалографии, электрокардиографии, пневмографии, оксигемографии, периодических замеров артериального давления. Диагностика гипоксического состояния должна осуществляться как по жесткой программе, т. е. по значительным отклонениям отдельных физиологических параметров, так и на основании выделенных нами симптомокомплексов, которые в определенном диапазоне могут быть изменены врачом.
Первый сигнал — внимание, гипоксия, работоспособность незначительно снижена:
А, =+200—300% от N; Б1=+20—50% от N; Г,^85%.
Второй сигнал — декомпенсированная стадия гипоксического состояния. Работоспособность практически потеряна:
А2>300% от N; Б2>50% от N; Г2^70% или
Б3—падение пульса за 10—15 сек от 150—180% до 80—120%
от N; Г1 или Г2.
Б3 и Б2—запрос на Д.
Третий сигнал — угрожающее сохранению жизни гипоксическое состояние:
А3>50% от N; Б4>150% от N или ^80% от N; Г3^60%; Д^75 или Д^150% от N.
Таким образом, была составлена медицинская программа для прибора, позволяющая автоматически сигнализировать о развитии различной тяжести гипоксических состояний. Помимо этой программы, представляющей определенный набор диагностических симптомокомплексов для эксквизитных случаев, была составлена «жесткая» программа, в которой установлены величины отклонений отдельных физиологических параметров, имеющих самостоятельное диагностическое значение и требующих оказания скорой медицинской помощи. Опыт обследования более 600 человек в условиях подъемов на различные высоты в барокамере позволил отметить лишь в двух случаях ситуации, ди-агностика которых осуществлялась бы по жесткой программе. Речь идет о быстром возникновении асистолии, о развитии синдрома Адам — Стокса (рис. 62).
В соответствии с данной программой был сконструирован Р. С. Дадашевым и С. П. Хлебниковым [72, 73, 74], действующий макет прибора, который в условиях барокамеры, исключающих
Рис. 62. Изменение ЭЭГ, ЭКГ и дыхания при развитии асистолии на высоте 6000 мРис. 62. Изменение ЭЭГ, ЭКГ и дыхания при развитии асистолии на высоте 6000 мЭЭГ:/ — левое лобно-затылочное;— правое лобно-затылочное;— левое лобное монополярное;— гравое лобное монополярное;— левое затылочное;ЭЭГ:/ — левое лобно-затылочное;— правое лобно-затылочное;— левое лобное монополярное;— гравое лобное монополярное;— левое затылочное;6 — дыхание;7 — правое затылочное;ЭКГ:1—Ш — стандартные отведения;Л — высота 7000 м, 1—3-я минуты;Б — высота 7000 м, 5-я минута6 — дыхание;7 — правое затылочное;ЭКГ:1—Ш — стандартные отведения;Л — высота 7000 м, 1—3-я минуты;Б — высота 7000 м, 5-я минута
Рис. 62. Изменение ЭЭГ, ЭКГ и дыхания при развитии асистолии на высоте 6000 м
Рис. 62. Изменение ЭЭГ, ЭКГ и дыхания при развитии асистолии на высоте 6000 м
ЭЭГ:
/ — левое лобно-затылочное;
— правое лобно-затылочное;
— левое лобное монополярное;
— гравое лобное монополярное;
— левое затылочное;
ЭЭГ:
/ — левое лобно-затылочное;
— правое лобно-затылочное;
— левое лобное монополярное;
— гравое лобное монополярное;
— левое затылочное;
6 — дыхание;
7 — правое затылочное;
ЭКГ:
1—Ш — стандартные отведения;
Л — высота 7000 м, 1—3-я минуты;
Б — высота 7000 м, 5-я минута
6 — дыхание;
7 — правое затылочное;
ЭКГ:
1—Ш — стандартные отведения;
Л — высота 7000 м, 1—3-я минуты;
Б — высота 7000 м, 5-я минута
активную двигательную деятельность подопытного, прошел успешные испытания.
На рис. 63 приведена функциональная схема этого прибора, где выделены структурные элементы преобразования информации отдельных физиологических параметров, схема логического устройства и схемы сигнализации. •
Блок ЭЭГ включает следующие узлы: электроды (Л), усилитель (Ус), полосовые фильтры (Ф), фазоинверсные каскады (Я), выпрямители (Д), сумматор напряжения (5), усилитель постоянного тока и катодный повторитель (УТ, КП).
Сигналы ЭЭГ после усиления поступают на два полосовых фильтра, выделяющих А и 0-ритмы, частотный спектр которых расположен в диапазонах 2—4 и 4—8 гц. Интенсивность выделенных сигналов является наиболее информативным признаком для диагностики гипоксического состояния. Далее сигналы после фазоинверсных каскадов и двухполупериодного выпрямления поступают на сумматор, на выходе которого появляется сигнал, соответствующий суммарной интенсивности А- и 0-ритмов. С выхода сумматора сигнал дополнительно усиливается и поступает в логическое устройство.
Устройство обработки сигналов ЭКГ состоит из электродов (Б), усилителя сигналов (Ус), формирователя импульсов электрокардиограммы (ФЯ), диодного интегратора (ДИ), двойного Т-образного фильтра (ДТФ) и катодного повторителя (КП).
Устройство, преобразующее информацию о насыщении артериальной крови кислородом, состоит из оксигемометрического датчика (Г), многокаскадного усилителя постоянного тока (УПТ) и катодного повторителя (КП).
Схема формирования сигналов дыхания включает следующие узлы: датчик движения грудной клетки (В), усилитель (Ус),
дискриминатор амплитуды (ПС), формирователь импульсов (ФИ), накопительный интегратор (/), логическую схему типа И, реле времени с электронным выходным коммутатором (РВ, КВ) и блоком установки начальных условий (БУН). Для выделения частоты дыхания сигналы после усиления формируются в прямоугольные импульсы с постоянной амплитудой и длительностью, которые затем накапливаются в интеграторе. Потенциал на выходе интегратора зависит от числа поступивших на вход импульсов в течение времени, задаваемого реле времени. Сигнал последнего при помощи электронного коммутатора и схемы И передает накопленный на выходе интегратора потенциал в выходную цепь и затем возвращает интегратор в первоначальное состояние с небольшой задержкой, обеспечиваемой блоком установки начальных условий. При достижении потенциалом на выходе интегратора какого-либо из граничных абсолютных значений срабатывает одна из схем дискриминатора амплитуд.
Относительно большое различие величин физиологических параметров у различных индивидуумов, даже в нормальных условиях, требует предварительной регулировки уровней каждого канала таким образом, чтобы величины сигналов информативных признаков свести к заранее выбранным значениям. Эти значения контролируются приборами на выходе каналов.
Согласно составленной медицинской программе, в канале ЭЭГ необходимо фиксировать достижения трех пороговых значений 50, 200 и 300%, считая от условно принятой нормы. При этом срабатывает один из трех дискриминаторов амплитуд, подключенных к выходу канала.
В канале ЭКГ необходимо отмечать наступление любого из трех пороговых значений: 80, 140 и 180% от нормы и абсолютные значения частоты сердечных сокращений 3 и 0,6 гц. Эти значения фиксируются соответственно тремя дискриминаторами амплитуд; двумя дополнительными дискриминаторами фиксируются абсолютные значения.
В канале регистрации степени насыщения крови кислородом отмечаются тремя дискриминаторами пороговые значения, соответствующие 85, 65 и 60% и ниже содержания оксигемоглобина.
В канале дыхания регистрируются таким же образом два крайних абсолютных значения частоты дыхательных движений: меньше 2 и больше 35 вдохов в 1 мин. Выходы всех дискриминаторов имеют индикаторные лампочки, сигнализирующие о достижении в каждом из каналов того или иного порогового значения.
Логическая схема, объединяющая выходы перечисленных выше пороговых дискриминаторов, фиксирует моменты наступления последовательных стадий гипоксии. Первая стадия фиксируется схемой /71 при наличии I симптомокомплекса признаков, когда на входе устройства одновременно появляются сигналы от амплитудных дискриминаторов, выделяющих признак А на уровне 200%, признак Б на уровне 140% и признак Г на уровне
85%. Вторая стадия регистрируется схемой Я2 при наступлении П симптомокомплекса (300%—признак Л; 180%—признак S; 65% — признак Г).
Наступление третьей стадии гипоксии отмечается схемой Из, на входы которой одновременно приходят сигналы от следующей группы дискриминаторов (50%—признак Л; 180% или 80% — признак Б; 65% — признак Г).
Предколлаптоидное состояние, сопровождающееся спадом частоты пульса от 180% до нормы, фиксируется логической схемой И^ при одновременном наличии на входе сигналов от регистратора спада пульса (РСП) и сигнала от одного из дискриминаторов (85 или 65%—признак Г). Абсолютные значения физиологических параметров, крайне опасные для жизни человека, фиксируются логической схемой ИЛИз, вырабатывающей сигнал при наличии на входе одного из дискриминаторов сигналов <2 вдоха]ман или >35 вдохов)мин (признак В); > 3 гц или <0,6 гц (признак В); <60% (признак Г").
Соответствующие три стадии гипоксии отмечаются при помощи трех индикаторных лампочек разных цветов. Две другие индикаторные лампочки отмечают предколлаптоидное состояние (сигнал 1Г) и критические абсолютные значения физиологических параметров (сигнал ПГ). При появлении сигналов 1Г или НГ выдается сигнал о необходимости замера артериального давления (признак Д).
Принципиальная схема канала преобразования сигналов ЭЭГ представлена на рис. 64. Выделенные при помощи фильтров низкочастотные колебания А и 0-рйтмов подаются с разных анодов фазоинверсных каскадов на входы схемы через переходные цепи с соответствующей постоянной времени (С=2 мкф и В = = 1 Мом) и подвергаются двухполупериодному выпрямлению диодами Дь Д^, Дз, Да. Напряжения на нагрузочных сопротивлениях детекторов Rs и Re суммируются на общем сопротивлении Rg при одновременной фильтрации пульсаций при помощи фильтра R7, Rs и С5. '
Суммарное напряжение усиливается левой половиной лампы Л^. Предусмотрено регулирование коэффициента усиления каскада (потенциометр R^. Усиленный потенциал с выхода УПТ подается непосредственно через делитель из сопротивления Ria и Bi3 на сетку катодного повторителя, собранного на правой половине лампы Л^. Дополнительная фильтрация пульсаций напряжения осуществляется при помощи конденсаторов С6 и С7. С выхода катодного повторителя напряжение через делители, состоящие из сопротивлений Big, В22, Ви, Ra\ и Bis, В20, подается на входы амплитудных дискриминантов, выполненных на лампах Л2, Л3 и Л4. Одновременно выходное напряжение через сопро- гивление В19 подается на измерительный прибор для установки условно принятой нормы, что выполняется потенциометром В14*
Рис. 64. Принципиальная схема блока преобразования ЭЭГ
^и и
Дискриминаторы амплитуд представляют собой однотипные триггеры Шмидта с непосредственной передачей потенциала на вход. Катодные сопротивления триггеров Raa, Rat и R$i, а также сопротивления междуламповых связей выбраны такими, что в первоначальном состоянии открыты левые половины ламп. Для переключения триггера необходим минимальный положительный потенциал, подаваемый на сетку правой запертой половины лампы и равный +30 в. Делители на входах триггеров подобраны так, что после установки нормальных значений напряжений триггеры Л2 и Ла отпираются при увеличениях сигнала на 200 и 300% соответственно, в то время как триггер Л^, первоначально отпертый, запирается при снижении уровня сигнала до 50% от нормы. Чтобы индикаторные лампочки при последовательном достижении отдельных пороговых значений одновременно не горели, их включают следующим образом: сигнальная лампочка Л?, фиксирующая уровень 50% признака А, включена через сопротивление Rao между анодом левой половины лампы Л4 и источником питания +300 в; сигнальная лампочка Ле, фиксирующая уровень 200%, включена между анодами левых половин ламп Ла и Ла, а сигнальная лампочка Ла, отмечающая 300%, включена между анодом левой половины лампы Ла и источником питания +150 в.
Принципиальная схема преобразования ЭКГ показана на рис. 65. Усиленные и ограниченные электрокардиографические импульсы поступают на вход формирователя импульсов, представляющего собой ждущий мультивибратор с катодной связью, собранный на двух половинах лампы Л у. На выходе мультивибратора каждый сигнальный импульс превращается в прямоугольный импульс стабильной амплитуды и длительности, равной 0,4 сек.
Эти импульсы поступают на вход динамического накопителя, выполненного в виде двойного диодного интегратора, разрядная цепь одного из которых (диод Д2) соединена с выходной накопительной цепью второго. Такое включение интеграторов обеспечивает лучшую линейность при преобразовании частоты импульсов.
Заряд накопительных конденсаторов происходит через диоды Ду и Да, а диоды Да и Д4 обеспечивают разряд конденсаторов С3 и С4. Сопротивления Re и R? вместе с накопительными конденсаторами фильтруют пульсации выходного напряжения. С выхода диодного интегратора напряжение поступает на двойной Т-образной фильтр (Ryy, R12, С9, С7, С&, Rya), пропускающий постоянную составляющую напряжения и подавляющий пульсации. Катодные повторители фильтра собраны на двух половинах лампы Л2.
С выхода катодного повторителя напряжение подается через делители R3e, Ra? и Д44, R4e на амплитудные дискриминаторы (лампы Ла и Ле), фиксирующие абсолютные значения частоты
Рис. 65. Принципиальная схема блока пгег ^ ** зо-
ЭКГ. Напряжение, снимаемое с потенциометра Ru, при помощи которого устанавливается условная величина нормы, поступает на амплитудные дискриминаторы пороговых значений (лампы Лз, Ль Л8) через делители R«, Rie, Rte, Rw и Ree, Rei.
В качестве дискриминаторов используются те же триггеры Шмидта с катодной связью. Делители Rae, R37 и R^, Rte подобраны таким образом, что в начальный момент триггеры, регистрирующие абсолютные значения частоты ЭКГ, находятся в противоположных состояниях (Л5 левая и Л6 правая имеют низкий потенциал).
Индикаторная лампочка, сигнализирующая о крайних абсолютных значениях, включена между противоположными анодами триггеров, имеющих одинаковый потенциал в начальный момент, так что изменение состояния одного из них приводит к ее зажиганию.
Все триггеры, фиксирующие пороговые значения, находятся в положении, когда левые половины ламп открыты.
Включение индикаторных лампочек, аналогичное описанному ранее (в схеме канала энцефалограммы), обеспечивает последовательную индикацию при достижении соответствующих порогов.
На лампе Л4 собран регистратор спада частоты ЭКГ, представляющий собой схему ждущего мультивибратора с катодной связью, вход которого соединен с левым анодом триггера Шмидта (амплитудный дискриминатор (ДЛ) 180%), а выход через диод Де и обмотку реле Pi—с правым анодом триггера Шмидта (ДЛ-140%).
При предколлаптоидном состоянии, сопровождающемся резким спадом частоты сердечных сокращений в течение 10—15 сек от 180% нормального значения до 140% и ниже, триггер (180%) перебрасывается и запускает ждущий мультивибратор, вырабатывающий прямоугольный импульс длительностью 15 сек (Сц, /?2б). При этом на анодах правой половины лампы Л4и диода Де появляется высокий потенциал.
При спадании частоты пульса в течение 15 сек до 140% перебрасывается триггер (140%), создавая низкий потенциал на аноде правой половины лампы. Л8 и соответственно на катоде диода Де- Последний отпирается и реле блокируется через сопротивление Ree, фиксируя наступления предколлаптиодного состояния.
Мы подробно остановились на медицинской программе и устройстве сигнализатора гипоксических состояний в связи с тем, что на примере работы над этим прибором могут быть сформулированы некоторые общие положения, которыми полезно руководствоваться при создании приборов для автоматической диагностики различных острых патологических состояний. Центральным вопросом составления медицинской программы для этого типа приборов является выбор контролируемых параметров,
определение области допустимых изменений отдельных параметров и составление диагностических симптомокомплексов.
Решение этой задачи осуществляется эмпирически, так как до настоящего времени нет еще удовлетворительной теории, позволяющей исключать малоинформативные признаки из диагностических симптомокомплексов. Поэтому для установления информативной значимости отдельных параметров, диагностического значения различных величин их отклонений и значимой взаимосвязи между отклонениями различных параметров необходимо вести весьма трудоемкую работу как в клинике, где острые патологические состояния спонтанно возникают у больных, так и в физиологических лабораториях, где они могут моделироваться в опытах на животных и в некоторых случаях в исследованиях со здоровыми людьми.
Высокая оперативность обработки информации, следствием чего является быстрая постановка диагноза,— непременное условие работы такой аппаратуры. Из этого положения логически вытекает необходимость использования соответствующих быстродействующих приемов обработки информации и целесообразность использования двух типов программ: жесткой — по граничным значениям отклонений отдельных параметров и пластичной, гибкой по симптомокомплексам — одновременному отклонению нескольких параметров.
Наличие в норме существенных индивидуальных различий многих физиологических параметров (ЭКГ, ЭЭГ и др.) определяет необходимость введения индивидуализированных шкал. При составлении их следует ориентироваться не только на величины тех или иных параметров, полученных в условиях покоя, но и следует учитывать диапазон отклонений, возникающих при некоторых нагрузках (стресс-норма).
Целесообразно построение приборов для диагностики физиологического состояния проводить в два этапа. На первом этапе должно быть реализовано построение первой части прибора, включающее все блоки, кроме логического устройства.
Наличие такого прибора позволит исследователю осуществлять процесс моделирования острых патологических состояний в эксперименте или при их развитии у больных в клинике и одновременно осуществлять регистрацию основных физиологических параметров. При этом анализ данных, оценка значимости различных по величине отклонений отдельных параметров и их корреляции в динамике развития острых патологических состояний будут способствовать рациональному составлению различных вариантов медицинской программы. Практическая проверка их, в конечном итоге, определит структуру постооения логического устройства — конечную часть прибора.
В заключение следует помнить о необходимости исключительно высокой надежности работы такой аппаратуры. Для этого требуется упорная рабрта, прежде всего над конструкцией дат-
чиков, способных длительное время в сложных условиях (движения обследуемого) без искажений передавать информацию. Для устранения ложных срабатываний прибора целесообразно предусмотреть систему автоматического отключения отдельных каналов в случае появления артефактов.
В дальнейшем развитие работ по автоматической диагностике острых патологических состояний было продолжено группой исследователей: Е. В. Майстрахом, В. К. Захаровым, Г. Н. Иль- юткиным и Ю. А. Лыпарем, которые в условиях лабораторного исследования на животных разработали устройство для диагностики и лечения терминальных состояний [1151. В этой работе авторы в качестве управляющих сигналов использовали комбинации признаков — симптомокомплексы, характеризующие одновременные изменения биоэлектрической активности мозга, сердца, частоты дыхания и артериального давления. Таким образом, был использован тот же принцип и взяты примерно те же параметры, что и в работе [72].
Терминальные состояния вызывались острой кровопотерей, внутривенным вливанием пентона или передозированием ингаляции наркотика (эфира). Были выведены критические параметры каждой из исследуемых функций. В качестве исполнительных устройств, оказывающих лечебное воздействие на организм, авторы использовали систему для внутриартериального введения жидкости под давлением 120 и 180 мм рт. ст., аппарат для искусственного дыхания и дефибриллятор. Касаясь технической реализации, которую предложили авторы, рассмотрим принцип действия цифрового анализатора и регулятора физиологических функций (ЦАРФФ).
На рис. 66 приведена блок-схема устройства. Временная селекция входных сигналов, снимаемых с усилителей (7—4), осуществляется переключателем (5). Из преобразователя напряжения в двоичный код (5) дискретные сигналы поступают в схему сравнения (7), регистры памяти (8) и дешифратор амплитуд (9). В схеме сравнения вырабатывается сигнал об экстремуме, который одновременно поступает в блок сравнения (70) и дешифратор амплитуд. Далее дешифрованные величины поступают на выявитель уровня амплитуд (77).
Для селекции пиков QRS ЭКГ служит измеритель длительности колебаний (72у. В него поступают действующие значения напряжения пиков, знак производной и «нулевой уровень» напряжения. Когда амплитуда и длительность электрических колебаний лежат в заданных пределах, схема вырабатывает сигнал о наличии пика QRS. Этот сигнал поступает в блок счетчиков для подсчета частоты сердечных сокращений. Усредненная частота поступает через дешифратор частоты (73) на выявитель уровня частоты (74). Далее сигналы от выявителя уровня амплитуды и частоты поступают через соответствующие переключатели (75) и (75) в решающие устройства (77—20), которые выполняют логи-
Рис. 66. Блок-схема прибора для автоматической диагностики и лечения терминальных состояний
Объяснения в тексте
ческие операции по анализу как каждой функции отдельно, так и их взаимосвязи.
Выход каждого решающего устройства связан с -соответствующей лечебной аппаратурой (21—23), режим работы которой также задается устройствам управления (24).
Испрльзование принципа биоуправления для диагностики состояния работоспособности — создание приборов, контролирующих психофизиологическое состояние человека в процессе некоторых видов деятельности, является весьма актуальной и своевременной задачей. Действительно, высокая надежность, которая требуется от машиниста, ведущего скоростные составы в дневное и особенно в ночное время; от летчиков и космонавтов, выполняющих различные сложные задания во время полетов; от операторов, работающих на различных установках, длительно наблюдающих за показаниями многочисленных приборов и в случае необходимости принимающих за короткий промежуток времени ответственные решения, от которых порой зависит судьба и даже жизнь многих людей,— все это заставляет начать поиски оперативных средств оценки психофизиологического состояния и работоспособности человека непосредственно во время его трудовой деятельности.
В L965 г. Б. Ф. Ломов и А. И. Прохоров [113] впервые указали на важное значение разработки действенных методов контроля за состоянием человека для решения некоторых вопросов инженерной психологии. Они полагают, что в ряде случаев необходим непрерывный контроль за состоянием работоспособности, который бы обеспечивал вовремя обнаружение существенных ее
изменений и позволял бы прогнозировать характер этих измене- нйй. Решение этой задачи позволило бы рационально управлять условиями работы человека, например перераспределять нагрузку между человеком и автоматом в автоматизированной системе управления.
Нахождение надежных признаков и их комбинаций, характеризующих нарушение психофизиологического состояния в процессе развития утомления и в случаях снижения работоспособности по другим причинам, является основным вопросом, который до настоящего времени остается еще не только не решенным, но даже мало изученным. Первоочередной задачей Ломов, и Прохоров считают создание классификации состояний снижения работоспособности. Речь идет о том, что нарушения работоспособности могут быть разделены по своей тяжести, обратимости на несколько стадий, каждую из которых можно описать, а следовательно и диагностировать. Эти авторы указывают на зависимость выбора диагностических параметров от специфики работы, выполняемой человеком.
К сожалению, выдвинутые в работе Ломова и Прохорова вопросы до настоящего времени не привлекли к себе должного внимания физиологов труда и психологов. В этой области идеи биоуправления фактически не нашли еще практического использования. .
ПОСЛЕСЛОВИЕ
В заключение остановимся на перспективе исследований в области биоэлектрического управления. С этой целью полезно обратиться к истории развития электрофизиологии.
Открытие Гальвани «животного» электричества и его дискуссия с Вольта послужили толчком к развитию физики, изобретению новых источников электричества, -определили возникновение электрохимии. Длительное время это фундаментальное открытие не оказывало существенного влияния на физиологию и медицину, последнее было обусловлено отсутствием чувствительных электроизмерительных приборов, так что сама лапка лягушкц многие годы оставалась тончайшим живым электроскопом.
Прогресс техники, и в первую очередь изобретение струнного гальванометра, позволили широкому кругу физиологов и врачей начать регистрировать биоэлектрическую активность сердца, мышц, мозга у лабораторных животных, здоровых и больных людей. Накопление опыта исследований биоэлектрической активности различных возбудимых тканей и органов позволило установить, что биотоки отражают их функциональное состояние и в связи с этим являются тончайшим методом диагностики многих заболеваний сердца и мозга. Этот этап исследований биоэлектрической активности продолжается и в настоящее время. Все же можно утверждать, что время расцвета феноменологического описания биоэлектрических явлений уходит в прошлое. Прогресс кибернетики, внедрение ее идей в различные науки определили возникновение нового направления исследований в физиологии и медицине — биоэлектрического управления.
В настоящее время уже может быть обозначен широкий круг различных задач, решение которых перспективно на путях использования принципов биоэлектрического управления. К ним, в первую очередь, должны быть отнесены имеющие важное практическое значение вопросы обеспечения автоматического контроля за физиологическим состоянием здорового и больного человека, создание приборов, сигнализирующих о развитии начальных стадий острых патологических состояний. В этом направлении уже имеются некоторые реальные успехи, позволяющие прогнозировать, что приборы, предназначенные для слежения за
ритмом -сердечной деятельности, кислородным обеспечением миокарда, равно как и более сложные устройства наблюдения за состоянием тяжело больных, по комплексу физиологических параметров будут в ближайшие годы введены в широкую практику медицины.
Методы лечения, основанные на использовании биоэлектрически управляемой аппаратуры, также, по-видимому, получат широкое применение в клинической медицине. Здесь следует отметить широкие возможности, которые связаны с использованием биоэлектрически управляемых стимуляторов. Такие стимуляторы позволят подавлять патологическую активность различных структур головного мозга в самом начале ее развития у больных, страдающих эпилепсией, насильственными движениями и некоторыми неадекватными формами поведения. Еще в более короткие сроки можно рассчитывать на появление различного типа устройств биоэлектрической стимуляции, предназначенных для коррекции и управления двигательными актами. Речь идет о миниатюрных стимуляторах, работающих в определенные фазы движения и обеспечивающих как усиление, так^и избирательное подавление активности мышечных групп, в том числе паретичных или парализованных. Сюда же могут быть отнесены перспективы создания биоэлектрически управляемых стимуляторов, предназначенных для усиления деятельности желез внутренней секреции. Менее четко еще определяется перспектива использования принципов биоэлектрического управления для протезирования сенсорных путей и создания аналогов нервных центров, способных взаимодействовать с нормально функционирующими рецепторами и эффекторными структурами центральной нервной системы.
Если решение этих задач до их непосредственного практического использования требует еще проведения большой исследовательской работы, то протезирование различных исполнительных органов находится уже в стадии практической реализации. При этом отчетливо видно, что использование биоэлектрического управления принципиально расширяет их функциональные возможности.
Несомненно, большая перспектива связана с использованием биоэлектрического управления для оптимизации трудовых процессов. Речь идет о создании устройств, следящих за состоянием человека-оператора и прогнозирующих возможные изменения его работоспособности. Это необходимо как в случаях нахождения человека в экстремальных условиях (подводные исследования, космические полеты и т. п.), так и при выполнении им интенсивной и высокоответственной работы. При этом устройства, оценивающие состояние и работоспособность человека, должны не только сигнализировать о необходимости изменения режима работы и целесообразности отдыха, но и автоматически будут перераспределять функции между человеком и автоматом.
ЛИТЕРАТУРА
Адамович В. А., Зильберман Н. Е. Электрографический метод выявления кратковременных приступов утраты сознания у больных эпилепсией. Новое в диагностике, лечении и профилактике нервно-психических, заболеваний.— Труды Гос. н.-и. психоневрол. ин-та им. Бехтерева, 1961, 24, 83— 104.-
Азаров Ю. К., Баум О. В., Дубровин Э. Д. Прибор для автоматической диагностики кислородного голодания сердечной мышцы человека.— В кн. «Радиоэлектронные приборы для биологических и медицинских исследований». М., «Наука», 1966, 8—17.
Алеев Л. С. Метод биоэлектрической стимуляции и управления движениями человека и его применение для восстановления двигательных функций. Докт. дисс. Киев, 1969.
Алеев Л. С., Зборовский В. И., Бунимович С. Г. Управление движениями человека методом прямого воздействия на нервно-мышечные аппараты.— В кн. «Моделирование в биологии и медицине». Киев, «Наукова думка», 1966, вып. 2,-142—149.
Алеев Л. С., Бунимович С. Г. Контроль функционального состояния нервно-мышечных единиц при возбуждении дискретными- сигналами.— В кн. «Моделирование в биологии и медицине». Киев, «Наукова думка», 1968, 183—188.
Алтухов Г. В., Малкин В. Б., Балаховский И. С. Биоэлектрическая активность мозга и насыщение крови кислородом при острой гипоксемии.— Военно-мед. журн., 1952, 11, 30—38.
Антонов А. В., Шнейдер А. Ю., Волкинштейн Е. М. Исследование амплитудного параметра ЭМГ как управляющего сигнала.— Протезирование и протезостроение, вып. 24. М., ЦНИИПП, 1970, 47—54.
Антошин П. Н., Шнейдер А. Ю., Соловьев Л. С. Датчик силы схвата канала обратной связи для биоэлектрических протезов.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 20, 222—232.
Артоболевский И. И., Вишневский А. А., Быховский М. Л. Автоматическая медицинская информационная система.— Эксперим. хирургия и анестезиология, 1962, 3, 3—10.
Ахутин В. М., Колесов А. П., Матвеев А. П., Уваров Б. С., Баллю- зек Ф. В., Пахомов А. Г., Писарев А. А., Пригон Н. В., Шапкин Б. Ф. О текущей диагностике состояний и автоматическом управлении важнейшими параметрами физиологических систем организма с помощью радиоэлектронного комплекса. Кибернетика в клинической медицине. Докл. симпозиума. Л., 1964, 57—60.
Бабский Е. Б. Биоэлектрическое управление в кардиологии.— В кн. «Достижения современной техники в медицине». М., «Медицина», 1965, 129—142.
Бабский Е. Б.» Ефуни С. Н., Жмур В. А. Электроэнцефалографические изменения у человека во время наркоза и при нарушениях дыхания и кровообращения.— В кн. «IX Всесоюзный съезд физиологов, биохимиков и фармакологов». Тезисы докл. Минск, 1959, 1, 49—50.
Бабский Е. Б., Ульянинский Л. С- Электрическая стимуляция сердца. М.: «Медицина», 1961.v
Бабушкин В. И., Исаков П. К., Малкин В. Б., Усачев В. В. Изучение биоэлектрической активности скелетной мускулатуры у человека- при действии радиальных ускорений.— Физиол. жури. СССР, 1958, 42, 1, 10—13.
Баевский Р. М., Богданов В: В., Жданов А. М., Казарьян Л. А. «Диагностическая машина» с непосредственным вводом медицинской информации для определения отклонения' от нормы.-^- В кн. «Биологическая и медицинская электроника», вып. 3. М., 1963, 28—35.
Балаховский И. С., Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л., Худяков А. В., Шик М, Л. Способ забора крови из полостей сердца и крупных сосудов. Автор, свид. № 136011. Бюллетень изобретений № 4, 1961.
Бакулев А. Н., Ефуни С. Н. Электроэнцефалография как объективный метод контроля глубины анестезии.— Хирургия, 1958, 6, 21—26.
Баркрофт Дж. Основные черты архитектуры физиологических функций. М.— Л., Биомедгиз, 1937.
Белиловский М. А. Перфузионный насос с биоэлектрическим управлением.— Медицинская промышленность, 1965, 2, 58—63.
Беранек Л. Акустические измерения. М„ ИЛ, 1952.
Беритов И. С. К учению о лабиринтных и шейных тонических рефлексах.— Изв. Российской Акад, наук, 1915, 649—677, 853—882, 1117—1147.
Бернар К. Лекции по экспериментальной патологии. М.— Л., Биомедгиз, 1937.
22а. Беркли К. Перспективы применения электростимуляции в медицине:— В кн. «Электроника в медицине». Рига, Изд. ЦБТИ, 1962, 109—118.
Бернштейн В. М. Кисть для протезов с биоэлектрическим управлением.— Протезирование и протезостроение, 1964, вып. 10, 124—127.
Бернштейн В. М. Моделирование электрического сигнала мышцы.— Протезирование и протезостроение, 1966, вып. 18, 24—29.
Бернштейн В. М. Статистические параметры электрического сигнала модели мышц.— Биофизика, 1967, 12, 4, 693—-703.
Бернштейн В. М. Помехоустойчивость систем биоэлектрического управления.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 55—63.
Бернштейн Н. А. О построении движений. М., Медгиз, 1947.
Бернштейн Н. А. Очерки по физиологии движений и физиологии активности. М., Медгиз, 1966./
28а. Блинков С. М., Лурье Р. Н/, Русинов В. С. О прогностическом значении электроэнцефалограммы при черепно-мозговых ранениях.— Вопросы нейрохирургии, 1947, 2, 19—31.<
Бравичев А. Н. Зависимость электрической активности мышцы 0т развиваемого ею усилия.— Протезирование и протезостроение, 1968,-вып. 20, 88—93.
Брейдо М. Г., Кобринский А. Е., Бесстрашное В. К. Система программного управления фрезерным станком.— Станки-и инструменты, 1956, 12, 9—12.-’
Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С., Кобринский А. Е., Сысин А. Я., Цетлин М. Л., Якобсон Я. С. О биоэлектрической , системе управления.— Проблемы кибернетики, 1959, вып. 2, 203—212.
Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С., Кобринский А. Е., Полян Е. П., Славуц- кий Я. Л., Сысин А. Я., Цетлин М. Л., Якобсон Я. С. Проблемы биоэлектрического управления.— В кн. «IX Всесоюзный съезд физиологов, биохимиков и фармакологов». Тезисы докл. Минск., 1959, 1, 102—103.
Брезье М. Электрическая активность нервной системы. М., ИЛ, 19,55.
Быховский М. Л. Метод фазового интервала в проблеме диагностики.— Эксперим. хирургия и анестезиология, 1962, 2, 16—19.
Бунзен П. В., Маграчев Я. И., Меницкий Д. Н„ Рысев В. С., Чубаров А. В. Метод автоматической фотостимуляции в ритме биопотенциалов мозга с селективно управляемой системой обратной 'Связи.— Физиол. журн. СССР, 1968, 34, 10, 1239—1243.
Буреш Я:, Петрань М., Захар И. Электрофизиологические методы исследования. М., ИЛ, 1962.
Винер Н. Кибернетика. М., «Сов. радио», 1956.
Винер Н. Творец и робот. М., «Прогресс», 1966.
Витензон А. С. Значение степени напряжения паретических мышц дЛя управления биоэлектрическим аппаратом.— Протезирование и протез^ строение, 1962, вып. 11, 17—23.
Витензон А. С. Управление дозированными движениями макета биоэлек, трического аппарата с помощью биотоков паретических мышц.— Протезирование и протезостроение, 1963, вып. 8 (12), 16—21.
Витензон А. С. Особенности электрической активности предплечья у де. тей с последствиями полиомиелита.— Протезирование и протезостроение 1965, вып. 15, 58—68.
Витензон А. С. Электрическая активность мышц предплечья у здоровых детей школьного возраста.— Протезирование и протезостроение, 1965 вып. 15, 51—57.
Водовник, Маклауд. Электронное протезирование при нарушении нервных путей.— Электроника, 1965, 19, 32—39.
Водолазский Л. А. О значении межэлектродного сопротивления при регистрации биоэлектрических процессов с поверхности кожи человека.— Бюлл. эксперим. биол. и мед., 1959, 10, 94—97.
Воробьев А. В., Дзидзишвили Н. Н. Электрическая активность коры головного мозга человека при различных физиологических состояниях.— Труды Ин-та физиол. АН Груз. ССР, 1943, 5, 387.
Воскобойникова Л. М., Славуцкий Я. Л., Иоффе Д. М. и др. Протез предплечья с биоэлектрическим управлением. Авторское свидетельство № 2384 от 20 октября 1967 г.
Газенко О. Г., Гурфинкель В. С., Малкин В. Б. Электроэнцефалографические исследования в космической медицине.— В кн. «Проблему космической биологии», т. 6. М., «Наука», 1967, 83—93.
Гарвей В. Анатомическое исследование о движении сердца и крови у животных. М., Изд-во АН СССР, 1948, 7.
48а. Гельфанд И. М., Гурфинкель В. С., Коц Я. М., Цетлин М. Л., Шик М. Л. О синхронизации двигательных единиц и связанных с нею модельных представлениях.— Биофизика, 1963, 8, 4, 475—486.
Гельфанд И. М., Гурфинкель В. С., Орловский Г. В., Пальцев Е. И., Северин Ф. В., Фельдман А. Г., Шик М. Л. Об управлении некоторыми типами движений.— В кн. «Биоэлектрическое управление. Человек и автоматические системы». М., «Наука», 1970, 224—240.
Генкин А. А., Зараковский Г. М. Об автоматизации диагностики функциональных состояний организма по данным ЭЭГ.— В кн. «Проблемы инженерной психологии», вып. 4. Л., 1966, 190—206.
Гибнер В. М. Биоэлектрический протез предплечья с пропорциональным управлением силой схвата и скоростью движения пальцев искусственной кисти. Материалы научно-технической конференции по протезированию и протезостроению МСО РСФСР и ЦНИИПП. М., 1969, 64—68.
Горон И. Е. Радиовещание. М., Связьиздат, 1944.
Горохов Ю. С., Матусова А. П., Мельникова В. А., Тарантович Т.М., Шабатов В. М., Цетлин М. Л. Прибор для регистрации и диагностики нарушений ритмической деятельности сердца.— Изв. вузов, радиофизика, 1961, 4, 1, 165—172.
; Гоффман Б., Крейнфильд П. Электрофизиология сердца. М., ИЛ, 1962.
Груздев К. Д., Спиченков М. П. Автоматический стимулятор оптимальной частоты как исходная общефизиологическая модель для разработки автоматической биоуправляемой лечебно-диагностической аппаратуры.— В кн. «Биологические аспекты кибернетики». М., Изд-во АН СССР, 1962, 222—224.
Гундаров В. П. Вопросы применения корреляционного анализа для обработки электромиограммы человека в норме и патологии. Канд. дисс. М., 1969.
Гурвич Н. Л., Юньев Г. С. О восстановлении нормальной деятельности
фибриллирующего сердца теплокровного посредством конденсаторного разряда.—Бюлл. эксперим. биол. и мед., 1939, 7, 8, 55—59.
Гу рвач Н. Л. Фибрилляция и дефибрилляция сердца. М., Медгиз, 1957.
Гурфинкель В. С. О соотношении биоэлектрической активности и величины развиваемого мышцей усилия. Конференция по проблемам нервно- мышечной физиологии. Тезисы докл. М., 1959, 23—24 февраля.
Гурфинкель В. С. Стояние здоровых людей и протезированных после ампутации нижних конечностей. Докт. дисс. М., 1960.
Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л., Худяков А. В. Использование биоэлектрических потенциалов сердца в целях управления. Тезисы докл. СО АН СССР, 1959, 18—22.
Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л. Способ рентгенографии сердца. Автор, свид. № 123634 от 23.02 1959.
Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л. К методике электрического раздражения сердца.— Биофизика, 1961, 6, 1, 125—126.
Гурфинкель В. С*, Малкин В. Б., Цетлин М. Л. Использование биоэлектрических потенциалов сердца в целях управления.— В кн. «Вопросы патологии и регенерации органов кровообращения и дыхания». Новосибирск, Изд-во СО АН СССР, 1961, 33—37.
Гурфинкель В. С.» Малкин В. Б., Цетлин М. Л., Худяков А. В. Рентгенография сердца в произвольно избранные фазы кардиоцикла.— Вестник рентгенологии и радиологии, 1961, 6/25—28.
Гурфинкель В. С.» Малкин В. Б., Цетлин М. Л., Худяков А. В. Некоторые вопросы применения биотоков для управления медицинскими приборами. Тез. докл. II Всесоюзной конф, по применению радиоэлектроники в биологии и медицине. М., НИИТЭИР, 1962, 73—74.
Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л. Некоторые вопросы автоматической диагностики острых патологических состояний.— В кн. «Кибернетика в клинической медицине». Л., 1964, 15—22.
Гурфинкель В. С., Коц Я. М„ Шик М. Л. Регуляции позы человека. М., «Наука», 1965.
Гурфинкель В. С., Фельдман А. Г. Установка для исследования роли проприоцептивной обратной связи в механизме ритмических движений человека.— В кн. «Радиоэлектронные приборы для биологических и Медицинских исследований». М., «Наука», 1966, 88—95.
Гурфинкель В. С., Худяков А. В.» Якименко А. В., Яшков В. Т. Кардиосинхронизатор для экспериментальных и клинических целей. 9-я областная научно-техн, конф., поев. «Дню Радио». Новосибирск, 1968, 28—33.
Гурфинкель В. С., Сургуладзе Т. Д., Мирский М. Л., Тарко А» М. Работа двигательных единиц человека при ритмических движениях.— Биофизика, 1970, XV, 6, 1091—1095.
Дадашев Р. С., Малкин В. Б., Хлебников С. П. Некоторые общие принципы построения приборов для диагностики изменений физиологического состояния.— В сб. «Биологическая и медицинская электроника», вып. 3. М., ГОСИНТИ, 1963, 60—66.
Дадашев Р. С., Малкин В. Б., Хлебников С. П. Сигнализатор гипоксического состояния.— В сб. «Биологическая и медицинская электроника», вып. 4. М., ГОСИНТИ, 1963, 7—18.
Дадашев Р. С., Малкин В, Б., Хлебников С. П. Устройство для автоматического диагностирования гипоксического состояния.— В сб. «Биологическая и медицинская электроника», вып. 5. М., ГОСИНТИ, 1963,. 7—19.
Данилевский В. Я. Электрические явления в мозгу.— Физиологический сборник. СПб., 1891, 2.
Делов В. И., Якобсон Я. С., Бернштейн В. М., Шенк Н. А., Полян Е. П. Ортопедический аппарат. Автор, свид. № 191054. Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1967, № 3.
Делов В. И., Якобсон Я. С., Шенк Н. А., Полян Е. П., Михлин М. Ф., Скудина Н. А., Витензон А. С. Аппарат для активной механотерапии. Автор. свид. № 159947. Бюлл. изобретений и товарных знаков, 1964, 2.
Дельгадо X. Мозг и сознание. М., «Мир», 1971.
Дубровин Э. Д. Некоторые вопросы борьбы с помехами от движений при длительных электрокардиографических исследованиях.— В кн. «Радиоэлектронные приборы для биологических и медицинских исследований» М., «Наука», 1966, 18—29.
Евдокимов Г. К., Крайних П. Т. Метод синхроф азорентгенографии.—. Труды ЦНИИ рентгенологии и радиологии, 1941, 4, 71—73.I
Ефуни С. Н. Электроэнцефалография в клинической анестезии. М., Мед- гиз, 1961.*|
Жирмунская Е. А. Электрическая активность мозга в норме, при гипер- тонической болезни и мозговом инсульте. М., Медгиз, 1963.
Жуков В. Г. Использование биоэлектрической активности мозга для автостимуляции корковой деятельности. XX Совещание по проблемам ВНД М,— Л., Изд-во АН СССР, 1963.
Зеленин В. Ф. Клинические лекции. М., 1916.
Зухарь В. П. Актуальные вопросы нейрофизиологического изучения естественного сна человека в условиях направленного речевого воздействия.— В кн. «Научные и практические вопросы обучения с использованием естественного сна». М., 1967, 61—71.
Иоффе Д. М., Кобринский А. Е, Полян Е. П., Славуцкий Я. Л., Якоб- | сон Я. С., Бернштейн В. М., Воскобойникова Л. М., Сысин А. Я., Болхови- тин С. В. Конструкция опытного протеза предплечья с биоэлектрическим управлением.— Протезирование и протезостроение, 1961, вып. 5 (9), ПО.
Казаченко К. И., Цыбульников В. С., Воскобойникова JI. М. Протезы рук с биоэлектрической системой управления двумя парами движений.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 237—240.
Ко, Слейтер. Биотехника — новая отрасль знаний.— Электроника, 1965, № 12, 41—49; № 13, 29—37.*
Кобринский А. Е., Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С., Сысин А. Я., Цетлин М. Л., Якобсон Я. С. Биоэлектрическая система управления.— Докл. АН СССР, 1957, 117, 1, 78—80.
Кобринский А. Е., Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С., Сысин А. Я., Якобсон, Я. С. Способ биоэлектрического управления механизмами и устрой- ствами. Автор, свид. № 110657 от 27 марта 1957 г/
Кобринский А. Е., Гурфинкель В. С., Брейдо М. Г., Сысин А. Я., Цетлин М. Л., Якобсон Я. С. Макет механического привода к протезу, управляемому биотоками мышц. VI научная сессия ЦНИИПП. М., 1958, 153 — 157.
Кобринский А. Е.,. Гурфинкель В. С., Славуцкий Я. Л., Брейдо М. Г., Якобсон Я. С., Сысин А. Я/, Цетлин М. Л„ Полян Е. П. Работы .ЦНИИПП в области биоэлектрической системы управления. VII научная сессия ЦНИИПП. М., 1958, 125—132.
Кобринский А. Е.,_ Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С „Полян Е. Д„ Славуц- ' кий Я. Л„ Сысин А. Я., Цетлин М. Л., Якобсон Я. С. О работах по созданию биоэлектрических систем управления.— Труды Ин-та машиноведения АН СССР, семинар по теории механизмов и машин. М., 1959, 20, вып. 77, 39—50.
Кобринский А. Е„ Болховитин С. В., Воскобойникова Л. М„ Иоффе. Д. М., Полян Е. П„ Попов Б. П„ Славуцкий Я. Л., Сысин А. Я., Якобсон Я. С. Проблемы биоэлектрического управления.— Труды И-го Международного конгресса И ФАК по. автоматическому управлению, т. 2. М., Изд.-во АН СССР, 1961, ,830—840.
Кобринский А. Е„ Степаненко Ю. А. Некоторые проблемы теории манипуляторов. Механика машин. М., «Наука», 1967, вып. 7—8, 4—23/
Кобринский Н. Е. Математические машины непрерывного действия. М.> Гостехиздат, 1954.
Кованое В. В., Павленко С. М„ Меделяновский А. Н. и др. Методика фазового управления кровообращением.— В сб. «Фазовый метод изучения и управления функциями сердечно-сосудистой системы». М., 1963, 86—92.
Кожевников В. А^ Либерман Б. В., Сорока В. И., Трубицына Г. А. К методике исследования соотношений между биоэлектрической активностью
и механической работой мышц человека.— В кн. «Опыт изучения регуляций физиологических функций в естественных условиях существования организмов», т. 5. М.— Изд-во АН СССР, 1961, 317—327.
Кожевников В. А., Мещерский Р. М. Современные методы анализа электроэнцефалограммы. М., Медгиз, 1963.
Колесников Г. Ф., Кий В. И. Диагностика возбудимости и стимуляции нервно-мышечного аппарата человека посредством усиленных колебаний биопотенциала. Тезисы доклада на II Всесоюзной конференции по применению радиоэлектроники в биологии и медицине. М., НИИТЭИР, 1962, 92—93.
Крепе Е. М., Шаповалов М. С., Болотинский Е. А. Оксигемометр и оксигемометрия.—Бюлл. эксперим. биол. и мед., 7, 1951, 60—64.
Кузин М. И., Сачков В. И., Плохой А. Д. Применение натриевой соли ГОМКа для вводного и самостоятельного наркоза.— Эксперим. хирургия, 1967, 3, 49—53.
Лангрен* Бионика, ч. IV. Применение и новые направления.— Электроника, 1962, 11, 30.
Латаш Л. П. Гипоталамус, приспособительная активность и электроэнцефалограмма. М., «Наука», 1968.
Лебединский А. В. Предисловие к книге Гальвани А. и Вольта А. «Избранные работы о животном электричестве». М.— Л., Биомедгиз, 1937.
Либкинд М. С. Моделирование интерференционной биоэлектрической активности.— Биофизика, 1968, 13, 4, 685—693.
Ливанов М. Н. Значение частотных процессов в механизмах корковой деятельности по данным электрофизиологических исследований. Докт. дисс. М., 1941.
Ливанов М. Н. Применение электронновычислительной техники к анализу биоэлектрических процессов головного мозга.— В кн. «Биологические аспекты кибернетики». М., «Наука», 1962, 112—121.
Ливанов М. Н., Жадин М. Н., Крейцер Г. П„ Труш В. Д. Использование ЭЦВМ для постановки управляемого электрофизиологического эксперимента.— Биофизика, 1966, 11, 2, 306—313.
Липецкий М. Л., Закарлюка Ж. Д. Материалы к построению электрической частотно-импульсной обратной связи для «очувствления» биоэлектрического протеза предплечья.—Сб. «Протезирование и протезостроение». Тезисы конф. Харьков, 1968, 137—138.
Липецкий М. Л., Гибнер В. М., Закарлюка Ж* Д. Задачи «очувствления» биоэлектрических протезов.— В сб. «Материалы Симпозиума по протезированию и протезостроению». М., ЦНИИПП, 1970, 70—74.
Лозач, Линней, Шерман, Джингресс. Искусственная рука помогает инвалидам.— Электроника, 1967, 16, 44—50.
Ломов Б. Ф., Прохоров А. И. К вопросу о контроле за ^состоянием человека-оператора (Доклад на Симпозиуме в Тбилиси, 29—30 ноября 1965). НТО радиотехники и электросвязи им. А. С. Попова. М., 1965.
Люблянский функциональный электронный аппарат РО-8 (проспект). Югославия, Любляна, 1969.,
Майстрах Е. В., Захаров В. К., Ильюткин Г. Н., Лыпарь Ю. И. Устройство для автоматической диагностики и лечения терминальных .состояний.— Медицинская техника, 1968, 6, 11—16.
Максимов Ю. А. Электроэнцефалографическое изучение естественного сна человека в обычных условиях и при действии словесных раздражителей. Канд, дисс., М., 1968.
Малкин В. Б. О возможности применения электрического тока для прекращения фибрилляции сердца. Канд. дисс. М., 1949.
Малкин В. Б. Особенности протекания острого кислородного голодания у животных в состоянии наркоза. Научная конф, по вопросам гипс-гиперо- ксии и кислородной терапии. Киев, 1955, 21—23.
Малкин В. Б., Фогельсон Л. И. О возможности использования электрического стимула для восстановления нормальной деятельности сердца при мерцании предсердий.— Докл. АН СССР, 1957, 116, 2, 331—334.
Малкин В. £>. Высотная устойчивость, как приспособление к гипоксемии.— В кн. «Проблемы компенсаторных приспособлений». М., Изд-во АН СССР, 1960, 180—187.
Малкин В. Б. Основы автоматической диагностики гипоксического состояния.— В кн. «Кислородная недостаточность». Киев, 1963, 104—112.
Малкин В. Б. Электроэнцефалограмма при острой гипоксической гипоксии.— В кн. «Авиационная и космическая медицина». М., «Наука», 1963 47—51.
Малкин В. Б.» Асямолова Н. М., Кочетов А. К. Классификация электроэнцефалограмм здорового человека.— В сб. «Проблемы космической биологии»,^. 6. М., «Наука», 1967, 495—505.
Меделяновский А. Н., Лосев Н. И„ Киселев О. И. О некоторых возможностях метода фазовой рентгенокардиографии.— Кардиология, 1961, 5, 66—73.
Меделяновский А. Н., Фролов В. А., Кованова Е. В., Киселев О. И. Метод иссечения участка сердечной мышцы в заданную фазу сердечного цикла для последующего биогистохимического и авторадиографического исследования.— Физиол. журн. СССР, 1962, 48, 10, 1277—1279.
Меделяновский А. Н., Киселев О. И. Универсальный аппарат для исследований фазовой деятельности сердца.— Физиол. журн. СССР, 1962, 48, 9, 1126—1129.
Меделяновский А. Н., Киселев О. И. Методика фазовой фотографии сердца.— Патол. физиол. и эксперим. терапия, 1962, 6, 2, 71—73.
Меделяновский А. Н., Киселев О. И. Методика дыхательно-сердечного фазирования в применении, к исследованию и регуляции деятельности сердца и крупных сосудов.— В кн. «Фазовый метод изучения и управления функциями сердечно-сосудистой системы». М., 1963, 93—99.
Меделяновский А. Н., Фролов В. А., Богданова Е. В.» Киселев Ч). И. Метод фазового иссечения участка сердечной мышцы в заданную фазу сердечного цикла для последующего био-гистохимического и авторадиографического исследования.— В сб. «Фазовый метод изучения и управления функциями сердечно-сосудистой системы». М., 1963, 71—79.
Мещерский Р. М,, Гутман С. Р. Следящая система для автоматического поиска нейронов.— В кн. «Биологическая и медицинская электроника», вып. 5. М., ГОСИНТИ, 1963, 20—27.
Мещерский Р. М. Новые методические направления в электрофизиологии.— В кн. «Достижения современной техники в медицине». М., «Медицина», 1965, 67^-68.
Морецкий А., Экель Ю., Фиделюс К. Принципы управления машинами и живыми организмами посредством биопотенциалов мышц.— Механика машин. М., «Наука», 1967, вып. 7—8, 129—138.
Орбели Л. А. Лекции по физиологии вегетативной нервной системы. М.— Л., Биомедгиз, 1935.
Павлов И. П. Собр. соч., т. 3. М., Изд-во АН СССР, 1951.
Папернов Л. 3. Индикаторы уровня. М., «Связь», 1964.
Пария В. В., Баевский Р. М. Введение в медицинскую кибернетику. М., Медгиз, 1966.
Пасела.. Сбор физиологической информации.— Электроника, 1967, 14, 32— 40.
Пенфильд У., Джаспер Г. Эпилепсия и функциональная анатомия головного мозга человека. М., ИЛ, 1958.
Перельмутер А. С., Дмитриев В. И., Градецкий В. Г. и др. Биологическое управление искусственным дыханием и кровообращением.— В кн. «Биоэлектрическое управление. Человек и автоматические устройства». М., «Наука», 1970, 288—308.
Переслени Л. И. Кожная рецепция и возможность использования кожного анализатора для целей коммуникации.— Вопросы психологии, 1968, 4, 161—169.
Персон Р. С. Электромиография в исследованиях человека. М., «Наука», 1969.
Персон Р. С., Либкинд М. С. Моделирование интерференционной биоэлектрической активности.— Биофизика, 1967, 12, 1, 127—134.
Пламм Э. И. Особенности построения биоэлектрических систем управления функциональными аппаратами.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 21, 47—54.
Пламм Э. И. Дискретные биоэлектрические системы управления с частотным кодированием информации. Канд. дисс. М., 1970.
Пламм Э. И., Ройфман Г. Д. Исследование некоторых параметров биоэлектрических сигналов.— Протезирование и протезостроение, 1971, вып. 26, 77—82.
Полян Е. П. Устройство для биоэлектрического управления, например, протезами. Автор, свид. № 163326. Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1964, 12.
Полян Е. П. Биоэлектрические системы управления протезами верхних конечностей. Канд. дисс. М., 1966.
Полян Е. П. Усилители мощности к узлам управления биоэлектрическими протезами при использовании амплитудной селекции командного сигнала.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 123—129.
Полян Е. П., Ежов М. Д. Электронные узлы биоэлектрической системы управления.—Протезирование и протезостроение, 1963, вып. 8 (12), 5—15.
Полян Е. П., Ежов М. Д., Шнейдер Л. Ю. Электронные узлы многофункциональных протезов с биоэлектрическим управлением.— Протезирование и протезостроение, 1964, вып. 14, 3—10.
Полян Е. П., Переходько И. А. Устройство для переключения управления механизмов протезов. Автор, свид. № 193030. Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1967, 6.
Полян Е. П., Делов В. И., Якобсон Я. С., Витензон А. С., Шенк Н. А. Способ биоэлектрической тренировки мышц пораженной руки у детей. Автор свид. № 166456.— Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1964, 22.
Полян Е. П., Шнейдер А. Ю., Антонов А. В. Усилитель напряжения для биоэлектрических протезов.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 11—21.
Полян Е. П., Ройфман Г. Д., Пламм Э. И., Савельев Л. А. Биоэлектрические системы с частотно-широтно-импульсным способом управления исполнительным механизмом.— Протезирование и протезостроение, 1970, вып. 24, 23—29.
Полян Е. П., Остапчук В. Г. Устройство для биоэлектрического управления многофункциональными системами при ограниченном числе источников сигналов.— Протезирование и протезостроение, 1970, вып. 23, 260— 263.'
Полян Е. П.» Остапчук В. Г., Антонов А. В., Шнейдер А. Ю. Исследова- . ние системы биоэлектрического управления с временным дозированием . управляющих сигналов.— Протезированиеи протезостроение, 1971,
вып. 27, 82—91.
Полян Е. П., Шнейдер А, Ю., Пламм Э. И. Принципы сокращения командных сигналов в многофункциональных биоэлектрических системах управления.— Сб. «Механика машин». М., «Наука», 1971, вып. 27—28,128—137.
Полянцев В. А. Методика самоуправляемого искусственного дыхания.— Патол. физиология и эксперим. терапия, 1961, 5, 4, 77—79.
Попов Б. П„ Славуцкий Я. Л., Иоффе Д. М., Якобсон Я. С., Полян Е.П., Сысин А. Я.» Воскобойникова Л. М., Бернштейн В. М. Управление протезами рук с помощью биотоков мышц.— В сб. «Биологическая и медицинская электроника». М., ГОСИНТИ, 1963, вып. 1, 42—50.
Правдич-Не минский В. В. Ein Versuch der registrierung die elektrischen Gehirnerscheinungen.— Zbl. f. Physiol., 1913, H. 27, 951—960.
Рабинович H. Э. Использование результатов анализа частотных изменений биопотенциалов мозга с целью индикации глубины наркоза. «Научная сессия, посвященная 30-летию ВНИИМП». Тез. докл., М., ВНИИМП, 1968, 64—65.
Расторгуев Б. П. Нарушение возбудимости сердца при эксперименталь- ном инфаркте миокарда. Канд. дисс. М., 1967.
*163. Самойлов А: Ф. Электрокардиограммы.— Русский врач, 1908, 33, 1—22.
Сент-Джиордьи А. О мышечной деятельности. М., Медгиз, 1948.
Сеченов И. М. Избранные произведения, т. I. М., Изд-во АН СССР 1952, 91..
165а. Сеченов И. М. Гальванические явления на продолговатом мозгу лягущ. ки.— Врач, 1882, 45.
Селье Г. Очерки об адаптационном синдроме. М., Медгиз, 1960.
Сидоренко Г. И. Кибернетика и терапия. М., «Наука», 1970.
Славуцкий Я. Л. Электрофизиологический анализ действия мышц плечевого сустава человека. VI научная сессия ЦНИИПП. М., 1958, 138—145.
Славуцкий Я. Л. Физиологические предпосылки к построению протезов с управлением от биотоков мышц.— Протезирование и протезостроение, 11959, вып. 1(5), 3—8.
Славуцкий Я. Л., Попов Б. П., Сергеева С. Р., Сысин А. Я., Полян Е. П., Воскобойникова Л. М., Беленький В. Е. Физиологические основы управления протезом предплечья с помощью биотоков мышц.— Протезирование и протезостроение, 1961, вып. 5(9), 5—11.
Славуцкий Я. Л., Попов Б. П., Широкова Е. А., Беляев В. И., Волхова- тин С. В., Сысин А.. Я., Бернштейн В. М., Воскобойникова Л. М., Смайльс С. С. Физиологические основы управления протезом плеча с помощью биотоков мышц.— Протезирование и протезостроение, 1962, вып. 11, 8—16.
Славуцкий Я. Л., Широкова Е. А.; Гольдберг И. С. Исследование физиологических условий биоэлектрического управления протезами с двумя парами движений от четырех мышц предплечья.— Протезирований и протезостроение, 1965, вып. 15, 5—13.
. Славуцкий Я. Л., Гольдберг И. С. Исследование физиологических условий управления тремя парами движений протеза от биотоков шести ” . мышц культи предплечья.— Протезирование и протезостроение, 1966, вып. 18, 5—14.
Славуцкий Я. Л., Широкова Е. А., Иваненкова Е. Д., Гольдберг И. С. Количественные характеристики электрической активности мышц инвалидов и их изменения в результате тренировки.— Протезирование и протезостроение, 1966, вып. 17, 11—19.
Славуцкий Я. Л.» Широкова Е. А., Гольдберг И. С., Смайльс С. С. Физиологические материалы по биоэлектрическому управлению двумя парами движений протеза от биотоков одной пары мышцы с переключением.— Протезирование и протезостроение, 1966, вып. 17, 5—10.
Славуцкий Я. Л.» Гольдберг И. С„ Смайльс С. С., Ильина Ю. П., Саранцев А. В. Исследования по амплитудному управлению биоэлектрическими протезами.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 14—22.
Славуцкий Я. Л., Широкова Е. А., Гольдберг И. С., Воскобойникова Л. М., Иваненкова Е. Д., Гопиус М. Г., Смайльс С. С. Выбор . мышц для биоэлектрического управления протезами верхних конечностей.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 7—13.
Славуцкий Я. Л., Смайльс С. С. Частотная характеристика электрограммы человека.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 20, 66—77.
Славуцкий Я. Л., Широкова Е. А.» Смайльс С. С. О возможностях использования мышц культи плеча и туловища для биоэлектрического управления протезами.— Протезирование и протезостроение, 1970, вып. 24, 5—15.
Смирнов Г. Д., Виноградов П. М. Суммарная электрическая активность как один из показателей функционального состояния коры головного мозга.—Докл. АН СССР, 1953, 91, 2, 433—436.
Степаненко И. П. Основы теории транзисторов и транзисторных схем. М.— Л., Госэнергоиздат, 1963.
Судзуки Редзи. Электронные протезы рук.— «Кагаку Асахи», 1967, 9, 50—57.
Сысин А. Я. Прибор для подсчета суммарной биоэлектрической активности мышц.—VI научная сессия ЦНИИПП. М., 1958, 157—160
Табаровский И. К. Фазорентгенокардиограф ФРК-61, промышленный прибор, обеспечивающий применение фазового метода.— В кн. «Фазовый метод изучения и управления функциями сердечно-сосудистой системы». М., 1963, 46—53.
Томович Р. Рука человека как система с обратной связью.—Труды 1-го Международного конгресса ИФАК по автоматическому управлению т 2 М., Изд-во АН СССР, 1961, 2, 841—850.
Уолтер Г. Живой могз. М., «Мир», 1966.
Фогельсон Л. И. Клиническая электрокардиография. М., Медгиз, 1957.
Харкевич А. А. Спектры и анализ. М., Физматгиз, 1962.
Харрисон. Биоэлектрическое управление парализованными конечностями.— Электроника, 1964, 30, 44—49.
Холден Дж. С., Пристли Дж. Г. Дыхание. М.— Л., Биомедгиз, 1937.
Хорн. Протез кисти руки, управляемый биотоками.— Электроника, 1963. 41, 26—30.
Цетлин М. Л. Исследования по теории автоматов и моделированию биологических систем. М., «Наука», 1969.
Цетлин М. Л., Азаров Ю. К., Гурфинкель В. С., Гельфанд И.М., Кассирский И. А., Порошина И. И. Прибор для автоматической диагностики предынфарктных состояний. Автор, свид. № 182849. Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1966, 12.
Цукерман Б. М. Электроимпульсная терапия нарушений ритма сердца. Докт. дисс. М., 1971.
Чазов Е. И., Овруцкий Я. С., Руда М. Я., Трубецкой А. В. Синхронизированное с сердечным циклом введение вещества в коронарные артерии.— Кардиология, 1967, 7, 10, 8—10.
Чазов Е. И.» Трубецкой А. В., Руда М. Я. Опыт экспериментального применения противопульсации.— Кардиология, 1966, 6, 2, 38—44.
Щеповальников А. Н. О путях количественной оценки глубины сна у человека по данным электронополиграммы. Материалы Симпозиума по изучению особенностей сна и переходных состояний человека. М;, 1968.
Шеповальников А. Н. Динамика суммарной биоэлектрической активности головного мозга у спящего человека.— Жури. высш, нервн. деят., 1966, 16, 4, 699—707.
Широкова Е. А., Шнейдер А. Ю., Соловьев Л. С. Использование вибрационных раздражителей в канале обратной связи биоэлектрических протезов.— Ортопедия, травматология и протезирование, 1969, 2, 5—9.
ШминКе Г. А. Электрические измерения в физиологии и медицине. М., Медгиз> 1956.'
Шнейдер А. Ю., Кобринский А. Е., Широкова Е. А. Устройство обратной связи в биоэлектрических системах управления. Автор, свид. №: 166099. .Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1964г 21/
Шнейдер А. Ю. Некоторые функциональные характеристики биоэлектрической системы управления с обратной связью. Канд. дисс. М., 1965.
Шнейдер А. Ю. Оценка оператором силы схвата при управлении искусственной кистью.— Механика машин. М., «Наука», 1967, вып. 7—8, 84—96.
Шнейдер А. Ю., Соловьев Л. С., Полян Е. П. Усилитель мощности с импульсным преобразователем для управления биоэлектрическими протезами.—Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 129—136.
Шнейдер А. Ю., Головин В. С. Вибратор для передачи вибрационных раздражений.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 244—248.
Шнейдер А. К)., Широкова Е. А., Соловьев Л. С., Антонов А. В.» Вол- кинштейн Е. М. Биоэлектрическая система управления с устройством обратной связи.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 31—38.
Шнейдер А. Ю., Волкинштейн Е. М. Исследование информационной емкости вибрационных раздражений, используемых в канале обратной связи.— Протезирование и протезостроение, 1970, вып. 24, 30—37.
Шнейдер А. Ю.» Головин В. С., Полян Е. П., Волкинштейн Е. М. Усилитель мощности с импульсным преобразователем для биоэлектрических систем пропорционального управления.— Протезирование и протезостпоенио 1971, вып. 27, 182—187..Р
Шнейдер А. Ю., Соловьев Л. С. Исследование эффекта кажущегося «движения» (фантома) при действии вибрационных раздражений.— Протезирование и протезостроение, 1972, вып. 27, 48—103.
Шпильберг П. И. Электроэнцефалограмма человека при аноксии,— Бюлл. эксперим. биол. и мед., 1944, 18, 3, 41.
Шпильберг П. И. Электроэнцефалограмма человека во время сна и гипноза.— Физиол. журн. СССР, 1955, 41, 2.
Шумаков В. И., Драгачев С. П., Толпекин В. Е. и др. Изучение в эксперименте внутриаортального насоса — баллончика.— Грудная хирургия 1970, 3, 36—42.*
Шумаков В. И., Толпекин В. Е„ Власов В. Б. Клиническое применение вспомогательного кровообращения.— Клин, мед., 1971, 7, 15—20.
«Электроника». Рука — помощник, 1965, 19, 42.
«Электроника». Электронная рука, 1966, 25, 96—97.
«Электроника». Протез кисти руки с пятью пальцами, 1967, 16, 80—81.
«Электроника». Новый электронный протез, 1967, 10, 66—67.
«Электроника». Уменьшение времени реакции, 1968, 2, 43.
«Электроника». Искусственно создаваемое ощущение пространства у калек, 1970, 10, 36.
«Электроника». Протез ноги с биоэлектрическим управлением. 1970, 19, 56—57.
Эйнштейн А. Наука и счастье. Собр. научн. трудов, 4, М., Наука, 1967.
221а. Юсевич Ю. С. Электромиография в клинике нервных болезней. М., Мед- гиз, 1958.
Якобсон Я. С., Кобринский А. Е., Попов Б. П., Полян Е. П., Славуц- кий Я. Л.» Сысин А. Я. Протез предплечья с электрическим сервоприводом, управляемым биотоками мышц с устройством для ощущения силы схвата. Автор свид. X® 120300. Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1959, 11.
Якобсон Я. С., Полян Е. П. Электрический протез предплечья с управлением от биотоков мышц.— Протезирование и протезостроение, 1959, вып. 1 (5), 8—12.
Якобсон Я. С., Делов В. И., Полян Е. П„ Мельников Ю. С, Макет протеза бедра с гидравлическим устройством, управляемым биотоками мышц культи.— Протезирование и протезостроение, 1965, вып. 16, 109—118.
Якобсон Я. С., Бернштейн В. М., Полян Е. П. Способ биоэлектрического управления. Автор, свид. № 158381. Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1963, 21.
Якобсон Я. С., Бернштейн В. М., Полян Е. П. Способы управления многофункциональными биоэлектрическими протезами.— Протезирование и протезостроение, 1964, вып. 14, 11—16.
Якобсон Я. С. Некоторые биомеханические предпосылки к построению биоэлектрического протеза предплечья с двумя парами движений.— Протезирование и протезостроение, 1965, вып. 15, 14—17.
Якобсон Я. С., Бернштейн В. М., Полян Е. П. Способы управления многофункциональными’ биоэлектрическими протезами.— Механика машин, вып. 1—2. М., «Наука», 1966, 61—65.
Якобсон Я. С. Принципы построения многофункциональных протезов рук с биоэлектрическим управлением.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 11—22.
Якобсон Я. С. Биомеханические обоснования к построению протезов верхних конечностей с биоэлектрическим управлением.— В сб. «Материалы Симпозиума по протезированию и протезостроению». М., МСО РСФСР, 1970, 41—53.
Alderson S.W. The electric arm.—In: «Human limbs and their substitutes». P. E. Klopsteg, Ph. D. Wilson (Ed). N. Y. Toronto — London, 1954, 359— 408.
Akasome T., Ohbayashi K., Kasai G., Kimura E. Измерение электрокардиографических волн с помощью гибридной вычислительной машины для автоматического диагноза аритмий.—В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 529—531.
Angelone L„ Clayion I. A., Brandhorst W. S. An approach to quantitative electromyography of the masseter muscle.— I. D. Res., 1960, 39, 17.
Apple H. P., Reswick J. B. A Multi-level approach to orthotic/prosthetic control system design — In: «Advances in external control of human extremities». Belgrade, 1970, 323—338.
Artom A., Bistagnino C., Pennacchieti M., Pozzolo V. Uno stimolatore as- servito a segnali mioelettrici.— Elettrotecnica, 1967, 54, 3, 224—226.
Aserinsky F., Kleitman N. Regularly occurring periods of eye mobility and concomitant phenomena during sleep.— Science, 1953, 118, 273—274.
Basmajian J. Conscious control of single nerve cells.— New Scientist, 1963, 20, 369, 662—664.
Battye C. K^ Nightingale A., Whillis I. The use of myoelectric currents in the operation of prosthesis.— J. Bone and Joint Surg., 1955, 37-B, 3, 506— 510.
Bauer F., Demmer E. Die osterreichische bioelektrische Armprothese MM-3P mit Proportionalsteiferung. Wirkung Weise und Erprobung.—Orthopadie Techn., 1969, 9, 231—233.
Bayer H., Flechtenmacher C. Ermiidung und Aktionsstromspannung bei der' isometrischen Muskelkontraktion des Menschen.— Arbeitphysiologie, 1950 14 261.
Beck C. S., Pritchard L. H., Fell H. S. Ventricular fibrillation of long duration abolished by electric shock.— J. Amer. Med. Assoc., 1947, 1935, 15, 985.
Beeker Th. W., During J., den Hertog A. Artificial touch in a handprosthesis.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 1, 47—49.
Beigel A., Haarstick R.t Palme F. Hirnaktionsstrome nach Unterbrechung der Sauerstoffatmung in verschiedenen Hohenlagen.— Luftfahrtmedizin, 1943, 7, 4, 305—319.
Bekesy G. Funneling in the nervous system and its role in loudness and sensation intensity on the skin.— J. Acoust. Soc. America, 1958, 30, 5, 399— 412.
Berger H. Uber das Elektroencephalogramm der Menschen —Arch. Psychol. und Nervenkrankh., 1929, 87, 527.
Berger N., Huppert C. R. The use of electrical and mechanical muscular forces for the control of an electrical prosthesis.— Amer. J. Occupat. Therapy, 1952, 6, 3, 110—114.
Bergstrbm R. NL Uber den Zusammenhang der von voluntaren Muskelakti- on erbrauchten Bewegungsgrdsse und der electrischen Aktivitat des Mus- kels.— Acta physiol, scand., 1958, 44, 184—188.
Bergstrom R. NL The relation between number of impulses and the integrated electric activity in electromyogram.—Acta physiol, scand., 1959, 45, 97—101.
Bickford R. G. Neurophysiological applications of automatic anaesthetic regulator controlled by brain potentials.— Amer. J. Physiol., 1949,-3, 562— 563.
Bickford R. G. Automatic electroencephalographic control of general anaesthesia—EEG and Clin. Neurophysiol., 1950, 2, 1, 93—96.
Bickford R. G. Use of frequency discrimination in the automatic electroencephalographic control of anaesthesia (servo-anaesthesia) — EEG and Clin. Neurophysiol., 1951, 3, 1, 83—86.
Bickford R. G. An automatic recognition system for the electroencephalographic spike- and wave discharge.— In: «Medical Electronics». London, 1960, 181—182.
Biedermann W. G. Diskussionsbeitrag zum Thema: Myoelectrisch ges'teuer- ten Prothesen.— Orthopadie-Techn., 1969, 2, 34—37.
Bigland B., Lippold 0. The relation between forces, velocity and integrated electrical activity in human muscles.—J. Physiol. (Engl.), 1954, 123, 214— 224.
Blrtill J. W., Truscott 1. R. Myo-electric control systems.— Proc. Sympos. on . Powered Prosthesis, Roehampton, October 1965, 49—53.
Blake H., Gerard R. W., Kleltman N. Factors influencing brain potentials during sleep.— J. Neurophysiol., 1939, 2, 1, 8.
Bluthgen F., Erlich R. Ein elektronisches Gerat fur die organphasengesteur- te Auslosung von Rontgenaufnahmen.— Medizintechnik, 1966, 5, 184—186.
Boenick U. Der gegenwartige Entwicklungsstand myoelektrisch gesteuerter Unterarmprothesen.— Orthopadie-Techn., 1969, 9, 233—237.
Bottomley A. Working model of a myo-electric control system.— Proc. Internal. Sympos. on Application Automatic Control of Prosthetics Design. Opatija, 1962, 37—45.
Bottomley A., Kinnier Wilson, Nightingale A. Muscle substitutes and myoelectric control.— Radio and Electron. Eng., 1963, 26, 6, 439—448.
Bottomley A. H., Cowell T. K. An artificial hand controlled by the nerves.— New Scientist, 1964, 21, 382, 668—671.
Bottomley A. H. The control of muscles.— Progress Biocybernetics, v. 1. Amsterdam — London — N. Y., 1964, 124—131.
Bottomley A. H. Myo-electric control of powered prostheses.— J. Bone and Joint Surg., 1965, 47-B, 3, 411—415.
Bottomley A. H. Progress with the British myo-electric hand. External control of human extremities.— Proc. Internal. Sympos. Dubrovnik, 1966. Belgrade, 1967, 114—124.
Boucek R., Murphy W., Sommer L., Voudoukis I. Segmental perfusion of the coronary arteries with fibrinolysin in man following a myocardial infarction.— Amer. J. Cardiol., 1960, 6, 2, 525—533.
Boucek R., Murphy W., Hernandez F, Intercalative angiography.—Radiology, 1961, 76, 4, 565—571.
Bouisset S., Goubel F. Relation entre Factivite electromyographique integree et к vitesse d’execution de mouvements mondarticulaires simples.— J. physiol. (France), 1967, 59, 4, 359.
Brannin R. S„ Zapanick L E. Myo-electric control system. Патент США № 310637 кл. 244—83, заявлено 8.10 1963.
Brooks С., Hoffman В. F., Suckling E. E., Ortas 0. Excitability of the heart. N. Y., 1955.
Buchthal F. Introduction to electromyography. Copenhagen. 1957.
Buchthal F., Quid Ch., Rosenfalsk P. Volume conduction of the spike of the motor unit potential investigated with a new type of multielectrode.— Acta physiol, scand., 1957, 38, 331—354.
271a. Buchthal F„ Rosenfalck P. Spontaneous electrical activity of human muscle.— EEG and Clin. Neurophysipl., 1966, 20, 321—336.
Butko A. Stimulation eines kombinierten technisch-biologischen Systems mit digital Rechenanlagen.— Elektron. Rechenanlag., 1969, 11, 4, 195—204.
Cannon W. B. Organization for physiological homeostasis.— Physiol. Rev., 1929 IX 399.
Caton R. Brit. Med. Bull., 1875, 2, 278.
Cenkovich F. S., Gersten I. W. Fourier analysis of the normal human electromyogram.— Amer. J. Phys. Med., 1963, 42, 5, 192—204.
Childress D. S. Design of myoelectric signal conditioner. J. Audio Engng Soc., 1969, 17, 3,.286—290.
Clarke A. M. Relationship between the electromyogram and the force of the isometric reflex response of normal human subjects —Nature, <1965, 208^ 5010 551552.
Clauss R. H., Birthwell W. C., Albertal G., Zunzer S., Taylor W.J., Fos- bery A. M., Harken D. E. J. Assisted circulation the arterial counterpulsa- tor.— Thoracic and Cardiovasc. Surg., 1961, 41, 4, 447—458.
Close J. R., Nickle E. D., Todd F. N. Motor-unit action — potential counts; their significance in isometric and isotonic contractions.—J. Bone and Joint Surg., 1960, 42-A, 1207—1222.
Cournand A. et al. Cardiac catheterization in congenital heart disease. N. Y., 1949.
Davis P. A. Technique and evaluation of electroencephalogramm.— J. Neurophysiol., 1941, 4, 92—114.
Davis H., Davis P. A., Thompson W. Progressive changes in the human electroencephalogram under low oxygen tension —Amer. J. Physiol., 1938^ 123,1,51.
Davis H., Davis P. A., Loomis A. L., Harvey E. N., Hobart G. A., Human brain potentials during the onset of sleep.—J. Neurophysiol., 1938, 33, 73—
De Soura H. A bio-prosthetic system for joint movement—Control, 1966,, 10, 234—236; 312—314; 372—373.
Degelman J. A coupling circuit for the Bickford integrator.— EEG and. Clin. Neurophysiol., 1956, 8, 693—694.
Dement W., Kleitman N. Cyclic variation of EEG during sleep and their relation to eye movements, body mobility and dreaming.— EEG and Clin. Neurophysiol., 1957, 9, 4.
Dempster W., Finerty T. Relative activity of wrist moving muscle in static support of the wrist joint: an electromyographic study<—Amer. J. Physiol., 1947, 150, 596—606.
Dimitrijevic M. R., Nathan P. Studies of spasticity in man. I. Some features of spasticity.— Brain, 1967, 90, 1—30.
Dimitrijevic NL R. Further advances in use of physiological mechanisms in the external control of paralyzed extremities. Functional electrical stimulation. Reports 3rd Internat. Sympos. on External Control of Human Extremities. Dubrovnik, 1969, 1—23.
Dimitrijevic NL R.» Gracanin F., Prevec T., Trontely J. Способ устранения клонуса.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М.^ «Медицина», 1971, 178—179.
Dorcas D. S., Scott R. N., Thompson G. B. Orthotic systems research (Univ, of New Bruncwick, Canada).— Progr. Rept., 1965, 4.
Dorcas D. S., Scott R. N. A three-state myo-electric control.— Med. and Biol. Engng, 1966, 4, 4, 367—370.
292a. Duchenne G. B. Physiology of motion. Emanuel B. Kaplan. (Transl. and ed.). Philadelphia, W. B. Saunders Co., 1959.
Danker E., Palme F. Die Bedeutung verschiedenen Fornten willkiirlicher Hyperventilation bei normaler und herabgesetzter Sauerstoffspannung in der Einatmungsluft.— Luftfahrtmedizin, 1944, 8, 4, 381—404.
Dusser de Barren L G. The labyrinthine and pastural mechanisms.— In: «А Handbook of general experimental psychology», 1934, 204—216.
During J., van Mutenburg T. С. M. An EMG-operated control system for a prosthesis.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 6, 597—601.
Edwards R. G., Lippold О. С. I. The relation between force and integrated electrical activity in fatigued muscle.— J. Physiol. (Engl.), 1956, 132, 677— . 681.
Einthoven IT. The relation of mechanical and electrical phenomen of mus- cular contraction with special reference to the cardiac muscle.— Hatvey Lec- tures, 1924—1925, III, 13 0.
Engineering. Electronics arm from Italy. 1965, 200, 5178, 65.
Engelhardt A. Entwicklungsstand einer vielgliedrigen Hand.— Orthopadie- Techn., 1970, 6, 146—148.
Faure G., Gilgenkrantz J. M., Renauld J. L’entrainement electrique du - coeur. Application on traitement des blocs auriculoventriculaires. Paris> Masson, 1964.
Ferris L. P., King B. G., Spence P. W., Williams H. B. Effect of electric : shock on theiheart.— Electr. Engng, 1936, 55, 5, 498—515.
Fex I., Krakau E. T. Some experiences with Walton’s frequency analysis of
electromyogram.— J. Neurol., Neurosurg. and Psychiatry, 1957, 20, 3, 178— 184.
Finley F. R., Wirta R. W. Myocoder-Computer study of electromyographic patterns.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1967, 48, 1, 20—24.
Finley F. R., Wirta R. W. Myocoder studies of multiple myopotentials response.—Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1967, 48, 11, 598—601.
Finley F. R., Wirta R. W., Cody K. A. Muscle synergies in motor performance.—Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1968, 49, 11, 655—660.
Floresco N. Rappel a la vie per 1’excitation directe du coeur.— J. Physiol, et pathol. gen., 1905, 7, 797.
Freedy A., Lyman J. Distribution of multilevel control in arm prostheses and orthoses.— In: «Advances in external control of human extremities». Belgrade, 1970, 339—351.
Folkman M. /., Watkins E. An artificial conduction system for the management of experimental complete heart block.— Surg. Forum, 1958, 8, 331.
Forbes A„ Merits I. K., Heuriksen G. L, Burleigh S., Justo L H., Merits G. L. Measurement of the depth of barbiturate narcosis.— EEG and Clin. Neurophysiol., 1956, 8, 541—558.
Fulton J, The inseparability of mechanic and electric responses in sceletal muscle.—Amer. J. Physiol., 1925—1926, 75, 261.
Fyson L, Jilbert P. H., Truscott J. R. Design consideration in a myoelectric hand prosthesis —Proc. Inst. Electr. Engrn, 1969, 116, 2, 281—290.
Galvani L. Commentary of the effects of electricity on muscular motion.— Transl. Margaret Glover Foley. Norwalk, 1953.
Gastaut H. The brain stem and cerebral electrogenesis in relation to consciousness.— In: «Brain mechanisms and consciousness», 1954, 2J9—279.
Geddes L. A., Moore A. C., Spencer W. A., Hoff H. E. Electropnbumatic control of the McKibben synthetic muscle.— Orthopaedic and Prosthetic Appliance J., 1959, 13, 1, 33—36.
Geddes L. A., Hoff H. E., Spencer W. A. Control systems for artificial muscles.— ISA Trans., 1962, 1, 2, 127—132.
Geddes J. S., Pantridge J. F., Adgey A. A, J. Опасности конкурирующей электростимуляции (опыт применения стимуляторов «по требованию» и стимуляторов с фиксированной частотой).— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., Медицина, 1971, 149—151.
Geldard F. A. Cutaneous channels of communication.— Contribs. Sympos. on Principles of Sensory Communications. N. Y., 1961, 73—87.
Gellhorn E. Patterns of muscular activity in man.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1947, 28, 9, 568—574.
Germans F. H., Brekelmans F. E. M., Wijkmans D. W. Some aspects of the design of an EMG-controlled artificial hand with two functions.— In: «Advances in external control of human extremities». Belgrade, 1970, 185—189.
Gibbs F. A., Gibbs E. L. Atlas of electroencephalography, v. 1. Cambridge, 1950.
Gingras G. Canadian experience with the Soviet myoelectric upper extremity prosthesis.—Orthopedic and Prosthetic Appliance J., 1966, 20, 4, 294—297.
Godden A. K. The technique of myoelectric control of prosthesis and the prospects ot the type of control for thalidomide casualties. Engineering Laboratory Report, Oxford Univ., 1968, N 1.
Goubel F„ Bouisset S. Relation entre Factivite electromyographique integree et le travail mecanique effectue au cours d’un mouvement monoarticulaire simple —J. physiol. (France), 1967, 59, 1, 241.
Gopfert H. Die Darstellung von Faseraktionen der ruhenden Muskulatur am Menschen.— Arch. ges. Physiol., 1952, 256, 2, 142—160.
Gracanin F., Prevec T., Trontejl J. Die Verwendung von elektrischen Funk- tionsstimulatoren bei hemiparetischen Patienten.— Orthopadie-Techn., 1968, 7, 183—184.
Grochetiere W. L, Vodovnik L., Reswick J. B. Electrical stimulation of skeletal muscle: a study of muscle as an actuator.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 2, 111, 125.
Groth H., Lyman J., Wellman G. Electrical and mechanical properties of new body control sites for externally powered prostheses.— Proc. Internat. Sym- pos. on Application Automatic Control in Prosthetics Design. Opatija, 1962^ 46—64.
Haas E. Uber die Art der Tatigkeit unserer Muskeln beim Halten verschie- dene schwerere Gewichte.—Pfluger’s Arch. ges. Physiol., 1926,212, 651—656.
Halacy D. S. The «Transistorized» man.— Popular Electronics, 1965, 22, 2^ 41—44, 90, 92, 93.
Harrison V. F., Mortensen O. A. Identification and voluntary control of single motor unit activity in the Tibialis anterior muscle.— Anat. Rec., 1962^ 144, 109—116.
Hartman H. H., Hobart D. C., Waring W., Nickel V. L. A mydelectrically controlled powered elbow.— Artificial Limbs, 1969, 13, 2, 61—63.
Hayes K. J. Wave analysis of tissue noise and muscle action potentials.— J. Appl. Physiol., 1960, 15, 4, 749—7-52.
Hellerstein H. K., Shaw D., Liebow J. M. An extracorporeal electronic bypass of the atrioventricular node.— J. Lab. and Clin. Med., 1950, 36, 833.
Henninger H. New approaches of bioelectric arm rehabilitation.— In: «Advances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 217— 226.
Herberts P., Kadefors R., Kaiser E., Petersen I. Implantation of microcircuits for myoelectric control of protheses.— J. Bone and Joint Sung., 1968^ 50-B, 4, 780—791.
Herberts P. Myoelectric signals in control of protheses.— Acta orthopaed. scand. suppl., 1969, N 124.
Herman R., Bragin F. Function of gastrocnemius and soleus muscles (a preliminary study of the normal human subject).—Phys. Therapy Rev., 1967,47,2,105—113.
Hiertonn T., Meyer К. H., Hedberg A., Oldberg B., Tove P. A., Mohl F. N. An above elbow prosthesis with EMG controlled prehension. Digest 7th Internat. Conf, on Med. and Biol. Engng, Stockholm, Aug. 14—19, 1967, 457.
Hill A. V. The heat of shortening and the dynamic constants of muscle.— Proc. Roy. Soc., 1938, 126, 136—195.
Hirsch C., Kaiser E., Petersen I. Bioelectrical control in a -servo-system.— Acta orthopaed. scand., 1964, 35, 1, 1—15.
Holcomb W. G., Glenn W> W. L., Sato G. A demand radiofrequency cardiac Pacamaker.— Med. and Biol. Engng, 1969, 7, 5, 493—499.
Hooker D. R. On the recovery of the heart in electric shock.— Amer. J. Physiol., 1933, 105, 457.*
Horn G. W. Il controllo mioelettrico delFarto artificiale e la mano ciberne- tica di Vercelli — Automazione e automatismi, 1965, 9, 3, 5—8. -
Horn G. W. I transitori elettrico di origine biolpgica.— Automazione e automatismi, 1965, 9,1, 5—16.
Horn G. W. Una mano artificiale a controllo mioelettrico. L’Antenna, 1965,. 37,4,164—168..
Horn G. W. La rilevazione del segnale nel controllo mioelettrico degli appa- recchi di protesi. L’Elettrotechnica, 1966, 53, 1, 38—44.
Horn G. W., Ferroni A. Il controllo digitale degliarti artificiali.— Automazione e automatismi, 1967, 11, 3, 3—16.
Inman V, T., Saunders J. B., Abbott L. C. Observations on the function of the shoulder joint.— J. Bone and Joint Surg., 1944, 26, 1—30.
Inman V. T., Ralston H. L, Saunders J. B., Feinstein B., Wright JE. W. Relation of human electromyogram to muscular tension.— EEG and Clin. Neurophysiol., 1952, 4, 2, 187—194.
Isidori A., Monteleone M., Nicolo F. Un modello di mano artificiale a con- trollo mioelettrico.— Alta frequenza, 1966, 35, 7, 589.
Isidori A., Nicolo F. Problemi ingegneristici del controllo mioelettrico di protesi ortopediche.— Alta frequenza, 1966, 35, 9, 661—668.
Isidori A., Monteleone M., Nicolo F. Hand prosthesis with continuous myoelectric control.— Automazione e strumentazione, 1967, 15, 3, 98—105.
Isidori A., Nicolo F. Studio delle possibilita di filtraggio ottima del segnale mio-elettrico.— Proc. 14th Internat. Scient. Gongr. Electronics. Rome, 19— 23 June 1967, 169—181.
Isidori A„ Nicolo F. Uno strumento per la rilevazione e la misura di' alcuni parametri dei potenziali mioelettrici.— L’Elettrotecnica, 1967, 45, 2, 98—101.
Jacobson E. The direet measurment of nervous and muscle states with the integrating-neurovoltmeter (action potential integrator).— Amer. J Psychiatry, 1940, 97, 513—523.
Jacobson E. Innervation and tonus of striated muscle in man.— J. Nerv. and Ment. Diseases, 1943, 97, 197—203.
356a. Jalavisto E., Liukkonen L., Reenpad V., Wilska A. Spannungsempfindung, Muskelspannung und motorische Impulsfrequenz bei dem unbeanspruchten Muskel und beim Kohnstamm.— Mattaeischen Ph anomen.—Arch, physiol, skand., 1938, 79, H. 1, 39—62.
De Joung R. H., Freund F. G. Relation between Electromyogram and isometric twitch tension in human muscle.—Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1967, 48, 10, 539—542.
Kadefors R. The voluntary EMG in prosthetics. «Final Report of a Scholarship in prosthetics», Goteborg, 1970, 1.
Kadefors R., Kaiser E., Petersen. I. Dynamic spectrum analysis of myopotentials with special reference to muscle fatique.— Electromyography, 1968, 8, 1, 39—74.
Kadefors R., Monster A. W., Petersen I. Новый взгляд на конструкцию электродов в системах миоэлектрического управления.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., Медицина, 1971, 331— 332.
Kahn М., Senderoff Е., Shapiro L, Bleifer S. В., Grishman A. Bridging of interrupted a.— v. conduction in experimental chronic complete heart block . by electronic means.— Amer. Heart. J., 1960, 59, 4, 548;
Kaiser E., Petersen I; Frequency analysis of muscle action potentials during tetanic contraction.— Electromyography,. 1963, Jan.^-Apr., 5—17.
Kaiser E., Petersen I. Muscle action potentials studies by frequency analysis and duration measurements.—Acta Neurol. Scand., 1965, 41, suppl. 13, pt-1, 213—236..
Kantrowitz A. Functioning autogenous muscle used experimentally- as a auxiliary ventricle.— Trans. Amer. Soc. Artificial Internal. Organs, 1960, 6, 305.
Kantrowitz А. Имплантируемый вспомогательный механический желудочек.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 276—277.
Kato J., Okazaki Е., Nakamura Н. The electrically controlled hand prosthesis using command disk and/or EMG.— J. Soc. Instrum, and Control Engrs, 1967, 6, 4, 12—17.
Kato 3., Okazaki E., Kikuchi H., Iwanawi K. Electropneumaticaliy controlled hand prosthesis using pattern recognition of myo-electric signals. Digest 7th Internat. Conf, on Med. and Biol. Engng, Stockholm, 1967, 367.
Kato I., Okazaki E. Electro-pneumaticaly controlled artificial hand.— Bull. Sei. and Engng Res. Lab. Waseda Univ.,-1969, N 44, 25—34.
Kato L, Yamakama S., Ichikawa K., Sano M. Multifunctional myoelectric hand prosthesis with pressure sensory feedback system — Waseda Hand 4P.— In: «Advances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 155—170..
Kerber K. Therapie-Einrichtungen fur patientenrythmrsche Betriebsweise.— Arch. phys. Therapie, 1959, 11, 3, 190—199.
Knowles J. B., Stevens B. L, Howe L. Myo-electric control of a hand prosthesis.—J. Bone and Joint Surg., 1965, 47-B, 3, 415—417.
Ko W. H., Neuman M. R. Implant biotelemetry and microelectronics — Science, 1967, 156, 3773, 351—360.
Kopec J., Hausmanova-Petrusewlcz 1. Zastosowanie analizy harmonicznych to oceny elektromiogramu.— Acta physiol., polon., 1966, 17, 5—6,. 713—725.
374‘ w0In^nlerM,Z“.tme F' S,trughold H. Die Ableitung der Gehirnaktionstro- ™h ^ £ тЯ6 кZUr Untersuchung der Hohenkrankheit.— Klin. Wo-
^- K&liker A" Мй11ег H. Verhandl. phys. med. Ges. Wurzburg, 1956, 6,
Kramer K. Bestimmung des O2-Gehaltes und der Hb-konzentration in Hb- Losungen und hemolisierten Blut auf lichtelectrischen Wege —Z. Biol., 1934, 95, 126.
Kusserow В. K., Clapp J. F. A small ventricle-type pump for prolonged perfusions —Trans. Amer. Soc. Artificial Internal. Organs, 1964, 10, 74.
Larsen L. E., Walter D. 0. On automatic methods of sleep studying by spectra of electroencephalograms.— Agressologie, 1969, 10, 611—624.
Lewis Th. The mechanism and graphic registration of heart beat. London, 1925.
Liberson W. T., Holmoquest H. L, Scot D., Dow M. Functional electrotherapy: stimulation of the peronial nerve synchronized with the swing phase of the gait of hemiplegic patients.—Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1961, 42, 2, 101—105.
Lippold О. C. J. The relation between integrated action potentials in a hu- v man muscle and its isometric tension.—J. Physiol. (Engl.), 1951, 117, 492— 499.
Lippold О. C. J. Electromyography — In: «А manual of psycho-physiological methods», chapt. 8, Amsterdam, North-Holland Publ. Co, 1970, 247—297.
Long C., Masciarelli V. D. An electrophysiologic splint for the hand.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1963, 44, 9, 499—503.
Long C., Trombly C. Clinical applications of myoelectric control in upper extremity orthotics.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1968, 49, 11, 661— 664.
Soofbourrow. Electrophysiologic evaluation of mechanical response in man skeletal muscle in different conditions.— J. Neurophysiol., 1948, 11, 153—167.
Loomis Л. L., Harvey E. N., Hobart G. A. Cerebral states during sleep, as studies by human brain potentials.— J. Exper. Psychol., 1937, 21, 2.
Lorente de No R. A. Study of nerve physiology. Rockefeller Institute, N. Y., 1947, pt 2, 384.
Lown B. et al. Comparison of alternating current with direct current electroshock across the closed chest.— Amer. J. Cardiol., 1962, 10, 223—233.
Lown B., Amarasinghan R., Neuman J. New method for terminating cardiac arrhythmias.— JAMA, 1962, 182, 5, 548—555.
Lyman J., Groth H., Weltman G. Practical transducer problems in electromechanical control of arm prosthesis.— Proc. Internal. Sympos. on Application Automat. Control in Prosthetics Design. Opatija, 1962, 65—72.
Lymark H., Mohl F. An electromechanical forearm and hand. FOA Rapport C2202-54, November 1967. Stockholm.
McKenzie D. S. The Russian myo-electric arm.— J. Bone and Joint Surg., 1965, 47-B, 3, 418—420.
Mac Phedran F. M., Weyl C. N. Automatic synchronization of roentgenray exposures.— Amer. J. Med. Sci., 1925, Apr., 169, 510.
Majo A. K., Bickford R. G., Faulconer L. A. Electroencephalographically controlled anaesthesia in abdominal surgery.—J. Amer. Med. Assoc., 1950, 5—8, 1081.
Mann R. W., Reimers S. D. Kinesthetic sensing Tor the EMG-controlled «Boston Arm».— In: «Advances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 231—243.
Matthes K. Uber den Einfluss der Atmung auf die O2-Sattigung des Arte- rienblutes.— Arch, exper. Pathol, und Pharm., 1934, 176, 683.
Michael R. R., Crawford F. R. Myo-electric surface potentials for machine control.— Electr. Engng, 1963, 82, 11, 689—691.
Miller B. Myo-electric servo control is developed.—Aviat. Week and Space Technol., 1963, 78, 12, 69—70, 75.
Montgomery L. H. Electronic control of artificial respiration.— IRE Nat Convent. Rec., 1957, 5, 4, 90—93.
Montgomery L. H., Stephenson S. E. Muscle potential amplifiers and their application to supportive procedures.— In: «Medical Electronics». C. N. Smyth. (Ed.). London, 1960, 3—8.
Moore A. D. Synthesized EMG waves and their implications.— Amer. J. Phys. Med., 1967, 46, 3, 1302—1316.
Morecki A., Ekiel L, Fidelus K. Sterowanie maszyn i zywych organizmov miopotencjalami.— Arch, budowy maszyn, 1964, 11, 1, 109—128.
Morecki A., Ekiel J., Fidelus K. Mechanoelectrical and Biomechanical Principles of Control of the Human Upper Limb Muscles.—Archiwum Budowy Maszun, 1964, 11, 4, 727—754.
Morecki A., Ekiel L, Fidelus K. Some problems of controlling a live upper extremity and bioprosthesis by myopotential. External control of human extremities.—Proc. Internat. Sympos Dubrovnik, 1966. Belgrade, 1967, 128— 141.
Moulopoulous S. D., Topaz S., Kolff IT. J. Diastolic balloon pumping (with carbondioxide) in the aorta. A mechanical assistance to the failing circulation.— Amer. Heart J., 1961, 63, 669.
Mulholland T., Runnals S. Evaluation of attention and alertness with a stimulus brain feedback loop.—EEG and Clin. Neurophysiol., 1962, 14, 6, 847—852.
Murphy W. P., Keller J. W. Стимулятор сердца, работающий «по требованию».— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 168—169.
Nader М. Erfahrungen und Beobachtungen mit Myobock I. Entwick- lungsstand des Otto Bock — Myostat-Systems.— Med. Techn., ld70, 12, 393—399.
Nicholls P. B., Stevenson D. A., Sherman E. D., Lippay A. L., Gingras G. A Canadian electric-arm prosthesis for children.— Canad. Med. Assoc. J., 1967, 96, 16, 1135—1140.
Nicolai L. Uber Sichtbarmachung, Verlauf und chemische Kinetik der НЬОг Reduktion im lebendem Gewebe.— Pfliig. Arch. ges. Physiol, 1932,229, 372.
Nightingale A. I. Sensitive system for measurement of low-frequency valve amplifiers for electromyography.—J. Scient. Instrum., 1958, 35, 10, 366— 371.
Nightingale A. «Background noise» in electromyography. (Includes spectral analysis).— Physics in Medicine and Biology, 1959, 3, 4, 325—338.
Nightingale A. The graphic representation of movement: II. Relationship between muscle force and the electromyogram in the stand-at-ease position.—Ann. Phys. Med., 1960, 5, 187—191.
Nightingale A., Bottomley A. Myo-electric of muscle substitutes.— Proc. Internat. Sympos. on Application of Automat. Control in Prosthesis Design. Opatija, 1962, 27—36.
Noell W. Special physiology of the brain during anoxia.— In: «German Aviation Medicine World War II». Washington, 1950, 286—303.
Petersen I. Electromyography in cases of congenital and traumatic arm amputations.—Acta Orthopaed. scand., 1966, 37, 2, 166—176.
Plutchik R., Hirsch H. R. Skin impedance ^nd phase angle as a function of frequency and current.— Science, 1963, 141, 3584, 927—928.
Popular Science. Man amplifiers: machines that let you carry a ton. 1965, 187, 3, 70—73.
Post B. S. Preliminary report on harmonic frequency analysis of electromyographic waveforms.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1964, 45, 7, 329—338.
Prast J. W., Noell W. K. Indication of earlier stages of hypoxia by electro- encephalometric means.— Aviat. Med., 1948, 19, 6, 426—434.
Electrically-powered arm. Product Engng, 1965, 36, 21, 107.
Prevost I. L„ Battelli F. I. La mort les courantes electriques.— J. physiol, ет pathol. gen., 1899. 1, 427.
Quinn M. L., Jokoshi, Deller S. R., Rabin S., Jacobs J. E., Lewis F. J. Непрерывный контроль за состоянием больного с использованием ЦВМ В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 457—459.
Radonjic D„ Long С. Why myoelectric control is so difficult? — In: «Advances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 59—67.
Ralston H. J. Uses and limitations of electromyography in the quantitative study of skeletal muscle function.— Amer. J. Orthodontics, 1961, 47, 7, 521—530.
Reiter R. Eine neue Elektrokunsthand. Grenzgebiete Med., 1948,1, 133—135.
Report Sixth Workshop Panel on Upper-Extremity Prosthetic Components of the Subcommitee on Design and Development.— Orthotics and Prosthetics, 1969, 23, 2, 81—115.
Reswick J. В., Ko W., Vodoonik L., McLeod W., Crochetiere IF. On the cybernetic restoration of human function in paralysis.— In: «Advances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1967, 3—13.
Reswick J. B., Vodovnik L. External power in prosthetics and orthotics — an overview.— Artificial Limbs, 1967, 11, 2, 5—21.
Richardson A. T., Wynn-Parry С. B. The theory and practice of electrodiagnosis.— Ann. Phys. Med., 1957, 4, 2, 41—58.
Richardson G. A., Wolff H. S. «Минотрон».— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 509—519.
Rise S. О. Filtered thermal noise-fluctuation of energy as a function of interval length.— JASA, 1943, 14, 4, 216—227.
Roesler H. Grundlagen fur die Beurteilung von elektronisch gesteuerten Prothesensystemen.— Orthopadie-Techn., 1967, 5, 112—1(14.
Roesler H. Ein Beispiel fiir bioelektrische Steurung von Prothesen und Orthesen oberer Extremitaten durch Codierung.— Med. Techn. 4967, 7, 97— 99.
Roesler Н.» Janovsky F. Grundlagen fiir die Beurteilung von elektronisch gesteurten Prothesensystemen.—Orthopadie-Techn., 1967, 4, 90—92.
Roesler H., Becker W. Investigation of peak amplitude and pulse length spectra of gross EMG signal by multichannel analyzaiton.— In: «Advances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 43—57.
Resenblueth A., Willis I. N., Hoagland H. The slow components of electrogram of striated muscle.— Amer. J. Physiol., 1941, 133, 3, 724—736.
Rosenfalck A. Evaluation of the electromyogram by mean voltage recording.— In: «Medical Electronics». C. N. Smyth. (Ed.). London, 1960, 9—12.
Rothberger C. J. Extrasystolen und extrasystolische Allorhythmien.— Wien, klin. Wochenschr., 1928, 7.
Rothberger C. J., Winterberg H. Uber die Beziehungen der Herznerven zum Form des Elektrokardiogramms.—Pflugers Arch. ges. Physiol., 1910,135, 506.
Rothberger С. J., Wintenberg H. Des Flimmer des Herzkammern.— Z. exper. Med., 1916, 4, 197.
Salisbury L. L., Colman A. B. A mechanical hand with automatic proportional control of prehension.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 5, 505—511.
Sato M. A problem in the frequence analysis of the electromyogram.— Electromyography, 1966, 6, 1, 21—23.
Schaldach M., Biicherl E. S., Franke D. Имплантируемый вспомогательный желудочек с электронным управлением.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 279—281.
Scott R, N. Myo-electric control.— Science J., 1966, 2, 3, 53—59.
Scott R. N. Myo-electric energy spectra.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 3, 303—305.
Scott R. N. Myoelectric Control Systems.—In: «Advances in Biomedical Engineering and Medical Physics, v. 2. S. N. Levine (Ed.). N. Y., 1968, 45—68.
Scott R. N. Letters to the editor.— Med. and Biol. Engng, 1968, 6, 2, 214— 215.
Scott R. N., Thompson G. B. Orthotic systems research (Univ, of New Brunswick, Canada).— Progress Report, 1964, 3.
Schellnack К., Gotze W. Erfahrungen mit der myoelektrisch gesteurten Un- terarmprothese — Orthopadie und Traumatologie, 1967, 8, 452—465.
Schmidt H. Die myoelektrische Unterarmprothese INAIL.— Med. Techn.. 1966, 2, 29—30.
Schmidt H. Die Probleme der bioelektrischen Phothesen.— Orthopadie- Techn., 1967, 10, 263—266.
Schmidt H. Mioelektrische Mehrkanalsteuerung System INAIL — CECA.— Orthopadie-Techn., 1970, 5, 122—124.
Schneider F. Electroencephalographic et anesthesie.— In: «Cours Super Anes- thesie». Paris, 1953, 330—356.
Schneider F. L’anesthesie generate vue sous Tangle electroencephalographi- que.— Anaesthesist, 1956, 5, 4, 119.
Sett G. Stand der Entwicklung von myo-elektrisch gesteurten Armprothesen in der Bundesrepublik.— Orthopadie-Techn., 1967, 3, 61—63.
Sell G., Merten H. Myo-elektrische Prothesen — ein Diskussionsbeitrag.— Orthopadie-Techn., 1967, 6, 145.
Sell G., Merten H. Bericht uber den Stand der Entwicklung von myo-elektrisch gesteuerten Armprothesen — Orthopadie-Techn., 1967, 12, 329—331.
Shea, Davidson, Davis. Electroencephalographic studies of the curarized patient—Med. J. Austral., 1954, 2, 17, 656—659.
Shepherd J. T., Wood E. H. Oxygen content of pulmonary artery blood in man during various phases of the respiratory and cardiac cycle.— Federal.
Proc., 1954, 13, 1, 135—136.
Sherer J., Bourgnlguon A. Changes in the electromyogram produced by fatigue in man.— Amer. J. Phys. Med., 1959, 38, 4, 148—158.
Sherman E. D. A Russian bioelectric-controlled prosthesis. Report of a research team from the Rehabilitation Institute of Monreal.— Canady Med. Assoc. J„ 1964, 91, 1268—1270.
Sherman E. D., Lippay A. L., Gingras G. Canadian experience with the USSR myoelectric prosthesis. External control of human extremities.— Proc. Internat. Sympos. Dubrovnik, 1966. Belgrade, 1967, 108—113.
Shimazu F., Miura S„ Fujimoto K. Device for making X-ray exposures at a predetermined phase of the cardiac cycle. Medical Electronics. C. N. Smyth (Ed.). London, 1960, 551—552.
Simard T. G., Basmajian J. V. Methods in training the conscious control of motor units.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1967, 48, 1, 12—19.
Siminoff R. On-line cross correlation of peripheral nerve activity in response to natural stimuli.— Exper. Neurol., 1964, 10, 3, 205—215.
Sowton E„ Norman I. Cardiac pacing with «Demand» Pacemakers.— World Med. Electronics, 1967, 5, 3, 73.
Sowton E. Современное состояние долгосрочной стимуляции сердца.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 142—144.
Stein A., Lewis D. Н. Motor unit myoelectric control.— IEEE Trans. Human Factors in Electronics, 1967, 8, 3, 253—254.
Stephenson S. E., Jolly P. C„ Montgomery L. H. P-wave external cardiac stimulator.—Circulation, 1959, 20, 2, 775.
Stopczyk M. J., Cywlnski J. К. Вживленный стимулятор сердца, управляемый желудочком.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 156—157;
Sueda О., Tamura Н. Чувствительное устройство для искусственной руки.— В кн. «Достижения медицинской'и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 325—326.
472а. Sugar G. Anoxia and brain potentials.— J. Neurophysiol., 1938, 1, 558— 572.
Sullivan С. H., Martell C. J. Myoelectric servo control.— Aerospace Med., 1964, 35, 3, 243—248.
Suzuki R.,Tateiwa M., Zenltanl T. Myo-electric controlled hand prosthesis. Digest 7th Internat. Conf, on Med. and Biol. Engng, Stockholm, 14—19, Aug. 1967, 366.
Suzuki R.» Suematzu T. Миоэлектрическое управление многофункциональной системой.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 332—333.
Todd R., Nightingale J. М. Adaptive prehension control for prosthetic hand.— In: «Advances in External control of human extremities». Belgrade, 1970,471—183.
Tomovic R., Boni G. An adaptive artificial hand.—IRE Trans. Automat Control., 1962, AC-7, 3, 3—10.'*
Tonnies J. F. Die unipolare Ableitung elektrischer Spannungen von mensch- lichen Gehirn.— Naturwissenschaften, 1937, 22, 411.
Trombly C. A., Prentke E., Long Ch. Myo-electrically controlled electric torque motor for the flexor hinge hand splint.— Ortopaedic and Prosthetic Appliance J., 1967, 21, 1, 39—43.
Vanderschmidt G. H. Two-transistor amplifier corrects heart block.—Electronics, 1958, 31, 80.
Verzeano. Servo-motor integration of the electrical activity of the brain and its application to the automatic control of narcosis.—EEG and Clin. Neurophysiol., 1951, 3, 1, 25—30.
Vodovnik L. An electromagnetic brake activited by eyebrow muscles.— Electronic Engng, 1964, 36, 440, 694—695.
Vodovnik L., Long C., Reswick J. B., Lippay A., Starbuck D. Myo-electric control of paralyzed muscles.— IEEE Trans. Biomed Engng, 1965, 12, 3—4, 169—^172.
Vodovnik L., Dimitrijevic M. R., Trevec T., Logar M. Electron walking aids for patients with peroneal palsy.— World Med. Electronics, 1966, 4, 2, 58— 61.
Vodovnik L., Kraly A./Kelsin D., Borovsak M. Simulation of purposeful movements by electrical stimulation of muscles. External Control of Human Extremities. Dubrovnik, 1966. Belgrade, 1967, 14—26.
Voudoukis L, Boucek R. Intercalative renal arteriography.— Radiology, 1962, 79, 1, 82—87..
Voudoukis L, Boucek R. Induced renal vasomotion in the intact dog.— Amer. J. Physiol., 1962, 202, 5, 888—891.
Waats. The relation between the size of the electrical response and the tension level in the contract of scelet muscle.— J. Physiol., 1924, 59, 15.
Wachholder K. Die physiologische Grundlagen pathologischer Bewegungs- storungen.— Arch. Psychiatrie, 1928, 81, 5, 728—736.
Wachholder K. Willkurliche Haltung und Bewegung insbesondere in Lichte electrophysiologischer Untersuchungen.— Ergebn. Physiol., 1928, 26, 568.
Wagman I. H., Pierce D. S., Burger R. E. Proprioceptive influence in vola- tional control of individual motor units.— Nature, 1965, 207, 5000, 957— 958.
Walshe W. H. A practical treatise on diseases of the heart and great vessels. Philadelphia, 1862.
Walton J. N. The electromyogram in myopathy: Analysis with the audiofrequency spectrometer.— J. Neurol. Neurosurg. and Psychiatry, 1952, 15, 4, 219—226.
Wargo M. J., Kelly C. R., Prosin D. L, Mitchell M. B. Muscle action potential and hand switch disjunctive reaction times ti visual, auditory and combined visualauditory displays.— IEEE Trans. Human Factors in Electronics, 1967, HFE-8, 3, 223—226.
Waring W., Nickel V. L. Powered braces with myoelectric controls.—Orthoped. and Prosthetic Appliance J., 1965, 19, 4, 228—230.-
Waring W., Antonelli D. J. Myoelectric control systems.— Orthopead. and Prosthetic Appliance J., 1967, 21, 1, 27—32.
Waring W., Hartman H., Hobart D. C., Nickel V. L. Функциональное использование сильно парализованных мышц.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 327—328.
-498. Watanabe Т., Ubukata S., Shirasawa S., Okamoto Y. Автоматическое обнаружение ишемии сердца по электрокардиограмме.— В кн. «Достиже-
ния медицинской и биологической техники».' М., «Медицина», 1971. 475— 477.
Weltman G., Groth H., Lyman J, Analysis of bioelectric prosthesis control.— Biotechn. Lab. Techn. Rept UCLA, July, 1959, 1.
Weltman G. Electromyographic control of powered prosthesis. The applica- tion of external power in prosthetics and orthotics.— Proc. Nat. Acad. Sci USA, 1961, 874, 143—144.
Weltman G., Groth H., Lyman J. Myoelectric system for training functional dissociation of muscles.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1962, 43, Ц 534—537.
Weyl C., Warren S. R., O'Neill D. B. Improved device for synchronizing ro- entgenographic exposure with patient’s heart.— Amer. J. Roentgenol., 1934 1, 31, 104.
Wiggers C. J. The physiologic basis for cardiac resuscitating from Ventricular fibrillation.—Amer. Heart J., 1940, 20, 4, 399—413.
Winterberg H. Uber Herzflimmern und sein Beeinfliissung durch Kamp- her.— Z. exper. Pathol, und Therap., 1906, 3, 182.
Wirta R. W., Taylor D. R. Jr. Development of a multiple-axis myoelectrical- ly controlled prosthetic arm.— In: «Advances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 245—253.
Wood W., Bowers D., Shepherd J., Fox J. O2 content of «mixed» venous, blood in man during various phases of the respiratory and cardiac cycles in relation to possible errors in measurement of cardiac output by conventional application of the Fick method.— Appl. Physiol., 1955, 7, 6, 621—629.
World Med. Instrumentation, 1969, 7, 9, 18—23.
Zarotti F., Schmidl FL, Zagnoni N. Protesi bioelettrica e comando bioelettro- pneumatico,— Rivista degli Infortunie delle Malattie Professional!,г 1966, 1,. 29—41.
Zemann L. Die bioelektrische Fremd-Kraft-Prothesen fur Unterarm aus Osterreich.— Med. Techn., 1966, 5, 103—>106.
Zemann L. Referat fiber Erfahrungen mit der Osterreichischen bioelektrischen Fremdkraftprothesen fur den Unterarm.— Orthopadie-Techn.. 1967, 3, 58— 60.
Zuniga E. N., Simons G. D. Nonlinear relationship between averaged electromyogram potential and muscle tension in normal subjects.— Arch. Phys.. Med. and Rehabilit., 1969, 50, 11, 613—620.
ОГЛАВЛЕНИЕ
Введение3
Глава I. Общие вопросы биоуправления5
Некоторые принципы биоэлектрического управления5
История вопроса. Классификация биоэлектрических систем управления 9
Глава И. Предпосылки к использованию биопотенциалов скелетных мышц для управления15
Выбор мест отведения командных сигналов15
Характеристики интерференционной ЭМГ18
Соотношения между электрической активностью мышцы и развиваемой ею силой37
Способы выделения информации из ЭМГ применительно к целям биоэлектрического управления46
Глава III. Использование биопотенциалов скелетных мышц для управления56
Системы биоэлектрического управления протезами, ортопедическими аппаратами и исследовательскими устройствами56
Системы биоэлектрического управления с использованием электростимуляции100
Системы биоэлектрического управления, применяемые в технике108
Глава IV. Управление биопотенциалами сердца116
Электрокардиограмма как источник управляющих сигналов116
Кардиосинхронизатор и его использование в исследовательских целях119
Кардиосинхронизатор и его использование для управления диагностической аппаратурой126
Использование кардиосинхронизатора для управления в лечебных целях 138
Глава V. Использование биоэлектрической активности мозга в качестве управляющих сигналов151
Биоэлектрическая активность мозга151
Использование ЭЭГ в устройствах одноканального управления162
Автоматическое управление глубиной наркоза169
Глава VI. Биоэлектрическое управление в системе автоматической диагностики функционального состояния здорового и больного человека 177
Автоматическая диагностика острой недостаточности коронарного кровообращения•179
Автоматическая диагностика стадий сна187
Автоматическая диагностика состояния человека по комплексу физиологических параметров193
Послесловие218
Литература220
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ УПРАВЛЕНИЕ
Утверждено к печатиИнститутом проблем передачи информации
Редактор Э. Ф. Панченкова
Редактор издательства Е. А. Колпакова
Художник Л. А. Грибов
Художественный редактор Н. Н. ВласикТехнический редактор Э. Л. Кунина
Сдано в набор 8/VI 1972 г. Подписано к печати 23/XI 1972 г.
Формат 60X 90V16. Бумага № 1. Усл. печ. л. 15,5. Уч.-изд. л. 17,8*Тираж 3200 экз. Т-17749. Тип. зак, 5080. Цена 1 р. 25 к.
Издательство «Наука», 103717 ГСП,
Москва К-62, Подсосенский пер., 21
2-я типография издательства «Наука», 121090^
Москва, Г-99, Шубинский пер., 10
Страница
Строка
Напечатано
Должно быть
13
4-—3 сн.
электрического
биоэлектрического
32
19 св.
2/л Um
■^•Um
48
2 св.
следущей
следящей
51
8 сн.
sing
sign
108
1 сн.
перемещением
перемещения
111
2 св.
цепью
целью
181
15 сн.
беснакальных
безнакальных
148
22 сн.
инъекторам
инъектором
169
17 св.
прибора...
прибором...
сигнализирующего
сигнализирующим
169
19 сн.
интенсивной
интересной
237
29 св.
Soofbourrow
Loofbourrow
Биоэлектрическое управление