СПОСОБ БИОНИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ ТЕХНИЧЕСКИМИ УСТРОЙСТВАМИ
METHOD OF BIONIC CONTROL OF TECHNICAL DEVICES

Способ бионического управления техническими устройствами
Изобретение относится к биофизике и медицинской технике и может быть использовано для управления специальными техническими устройствами, например биоэлектрическими протезами, электронными имплантами, экзоскелетами; компьютером, игровой приставкой или другим специальным техническим устройством.
Принцип действия биоэлектрических протезов основан на том, что после ампутации на культе остается часть мускулатуры, которая может сокращаться. Это приводит к появлению в мышце электрического потенциала, который считывается и передается на микропроцессор протеза.
Экзоскелет - устройство, предназначенное для восполнения утраченных функций, увеличения силы мышц человека и расширения амплитуды движений за счет внешнего каркаса и приводящих элементов.
Робототехнические устройства - устройства, включающие роботов, рабочие органы роботов, а также машины, оборудование, устройства и датчики, поддерживающие роботов во время работы.
Электронейрография - это метод исследования скорости проведения электрического импульса по нервам.
Сигнал электромиограммы - сигнал, полученный в результате сокращения мышцы, возникающий как следствие двигательных намерений человека, характеризует биоэлектрическую активность мышц.
Развитие нейробиологии, нейрохирургии, микроэлектроники и технологий цифровой обработки сигналов создает возможности практической реализации нейроуправляемых систем управления биотехническими устройствами.
В последние годы различные робототехнические устройства все шире внедряются в сферу медицины. Это связано с развитием соответствующей элементной базы мехатронных и сенсорных устройств, разработкой биологически безопасных материалов, а также методов получения/обработки информации о состоянии отдельных органов человека.
При разработке био- или нейроуправляемых биотехнических устройств в первую очередь необходимо определить способ получения информации о совершаемом движении.
В современных биотехнических средствах типа систем взаимодействия человек - компьютер (Human Computer Interaction - HCI) для этого используют биопотенциалы: электроэнцефалограммы (ЭЭГ), электромиограммы (ЭМГ), электронейрограммы (ЭНГ), электроокулограммы (ЭОГ).
Наибольшее распространение получило использование электромиограммы.
Миография - это регистрация сократительной деятельности мышцы. Простейший способ графической регистрации мышечного сокращения - механическая запись с помощью рычага, свободный конец которого пишет на ленте миографа соответствующую кривую - миограмму. Помимо таких механических миографов, используются и оптические, регистрирующие работу мышцы на светочувствительной пленке или бумаге. Миографы разных конструкций обеспечивают регистрацию изотонических или изометрических сокращений мышц. Наиболее совершенным является метод измерения колебаний напряжения мышцы с помощью датчиков, преобразующих механические изменения в электрические, регистрируемые на осциллографе. Таким способом удается регистрировать сокращения отдельных мышечных клеток. Метод миография в сочетании с другими физиологическими методами позволяет изучить основные закономерности сократительной функции мышц.
Электромиография - это метод исследования биоэлектрических потенциалов, возникающих в скелетных мышцах человека и животных при возбуждении мышечных волокон; регистрация электрической активности мышечных волокон.
Электромиографию используют для электрофизиологической диагностики поражений нервно-мышечной системы.
Различают спонтанную электромиограмму, отражающую состояние мышц в покое или при мышечном напряжении (произвольном или синергическом), а также вызванную, обусловленную электрической стимуляцией мышцы или нерва. Электромиография позволяет проводить топическую диагностику поражения нервной и мышечной систем (надсегментарных пирамидных и экстрапирамидных структур, мотонейронов передних рогов, спинномозговых корешков и нервов, нервно-мышечного синапса и собственно иннервируемой мышцы), оценивать тяжесть, стадию, течение заболевания, эффективность применяемой терапии.
Известно, что начало мышечного сокращения инициируется электрическими импульсами в нервных стволах, приходящих в мышечные волокна. Эти импульсы деполяризуют мембрану мышечных клеток, в результате чего в мышечных волокнах создается потенциал действия, который быстро распространяется по нервному волокну и приводит к его сокращению. Причем сокращение лишь инициируется этим потенциалом действия, а сам процесс сокращения гораздо длительнее. Используя игольчатые (инвазивные) или поверхностные электроды, можно зарегистрировать сумму потенциалов действия всех вовлеченных в процесс клеток. Этот сигнал называется сигналом электромиограммы (ЭМГ) [De Luca, Carlo (2006), Electromyography. Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation, Second Edition, Volume 3. John Wiley Publisher, pp. 98-109]. Последующая обработка и извлечение информативных признаков из ЭМГ позволяет реализовать управление техническими устройствами, например, биоэлектрическими протезами. [Alter, Ralph (1966), Bioelectric Control of Prostheses, Technical Report: Massachusetts Institute of Technology, Research Laboratory of Electronics].
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.
При этом поверхностные или имплантированные электроды культи в результате электрической активности мышцы формируют поступающие на усилитель электрические сигналы, позволяющие получать данные о виде совершаемого движения. Эти данные преобразуются в соответствующие управляющие сигналы исполнительных механизмов искусственной конечности. Очевидно, что для создания качественных протезов с био- и нейроэлектрическим управлением необходим качественный и стабильный сигнал.
Известны способы электромиографического управления протезом (RU №2108768, 1995 г.; DE №2354885, 1972 г.; RU №2508078, 2010 г.; US №5888213, 1999 г.; FR №2957245, 2011 г.).
Недостатком всех известных способов электромиографического управления протезами является то, что сигналы деполяризации от стимулированных одновременно мышц накладываются, поэтому получить сигнал ЭМГ об активности конкретной мышцы крайне тяжело. Кроме того, влияние перекрестных (интерференционных) помех от соседних мышц возрастает с ростом расстояния между измерительными электродами.
При этом сигналы ЭМГ хорошо отражают начало мышечного сокращения, но не дают истинного представления о характере движения мышцы при сокращении.
Кроме того, хотя сигнал ЭМГ один из самых простых электрофизиологических сигналов для измерения, но он же является одним из самых трудных для количественной интерпретации. Поэтому для распознавания различных движений по сигналам ЭМГ необходимо увеличивать количество электродных систем, накладываемых на мышцу, что не всегда возможно, например, при больших уровнях ампутации.
Известны способы определения сократительной способности мышцы, которая регистрируется при контроле нейромышечной функции (уровня нейромышечной блокады) во время наркоза. Методика оценки основана на использовании диагностической электронейростимуляции (Гехт, Коломенская, Строков, 1974; Воронович, Шалатонина, 1979; Старобинец, Волкова, 1981; Молла-Заде, Зенков, 1984). Для этой цели производят раздражение скелетных мышц импульсами электрического тока. Интенсивность вызванного внешней стимуляцией мышечного ответа отражает состояние нейромышечной передачи и, соответственно, влияние миорелаксантов.
Авторам неизвестны источники информации, в которых описано использование пропускаемого через мышцу переменного тока для целей управления биотехническими устройствами.
Наиболее близким к предложенному способу можно считать способ бионического управления движением технического устройства (WO №2012150500, 2012 г.), согласно которому осуществляют формирование управляющего сигнала посредством регистрации электрофизиологического сигнала с мышцы, обработку его, поступление в блок управления и затем на исполнительный механизм.
Недостатки известного способа, как и вышеупомянутых, состоят в том, что управляющий сигнал формируется лишь на основании биоэлектрической активности самих мышц, возникающей как следствие двигательных намерений пользователя протеза.
Технической задачей настоящего изобретения является обеспечение возможности получения качественного и стабильного сигнала, который при управлении техническим устройством позволяет формировать пропорциональные степени мышечного сокращения управляющие воздействия с задержкой не более 120 мс.
Технический результат в данном случае состоит в обеспечении возможности получения управляющего сигнала, основанного на регистрации сокращения мышцы во времени.
В этом случае стало возможно отследить, зарегистрировать и превратить в управляющий сигнал «само движение мышцы» во времени, тогда как известные способы снятия биопотенциалов с мышцы с помощью мио-датчиков фиксируют лишь начало сокращения.
Для достижения технического результата в способе бионического управления техническими устройствами, который включает формирование управляющего воздействия посредством регистрации электрофизиологического сигнала с сокращающейся мышцы, обработку сигнала, поступление его в блок управления и затем на исполнительный механизм, регистрацию электрофизиологического сигнала осуществляют путем пропускания через мышцу переменного электрического тока, затем определяют электрический импеданс, а в качестве управляющего воздействия используют изменение электрического импеданса при сокращении мышцы.
Таким образом, в качестве электрофизиологического сигнала используют сигнал электрического импеданса.
Предпочтительно при этом, что пропускают электрический ток с частотой от 10 кГц до 100 МГц и амплитудой от 0,01 до 10 мА.
Предпочтительно при этом, что электрический ток пропускают с использованием токовых электродов, расположенных на поверхности кожных покровов или в глубине тканей.
Предпочтительно при этом, что электроды располагают на мышцах-антагонистах.
Предпочтительно при этом, что одновременно с сигналом электрического импеданса регистрируют сигнал электромиограммы сокращающейся мышцы.
Предпочтительно при этом, что диапазон частот сигнала электромиограммы составляет от 50 до 400 Гц.
Предпочтительно при этом, что в качестве управляющего воздействия используют оба сигнала совместно.
Предпочтительно при этом, что для регистрации сигнала электрического импеданса и одновременно сигнала электромиограммы используют импедансный измерительный преобразователь.
Предпочтительно при этом, что в качестве технического устройства используют протез верхних конечностей.
Предпочтительно при этом, что в качестве технического устройства используют компьютер.
Предпочтительно при этом, что в качестве технического устройства используют игровую приставку.
Предпочтительно при этом, что в качестве технического устройства используют робототехническое устройство.
На рис. 1 показана, (как вариант) синхронная регистрация электрофизиологического сигнала - электрического импеданса и сигнала электромиограммы (ЭМГ) с электродов, расположенных на поверхности кожи над мышцей сгибателем пальцев при выполнении движения «схват кисти».
Для реализации способа авторами разработана схема устройства, показанная на рис. 2, где ТЭ - токовый электрод, ИЭ - измерительный электрод, ИП - измерительный преобразователь.
Авторами были разработаны также электродные системы, представляющие собой основание (из резины или пластмассы), на котором закреплены четыре электрода, как показано на рис. 3.
Через электроды 1 и 4 подается ток (токовые электроды), а напряжение измеряется как разность потенциалов между электродами 2 и 3 (потенциальные электроды).
Способ реализуют в соответствие со схемой, показанной на рис. 4.
Микропроцессор генерирует управляющие сигналы на источник ток 1, который пропускает переменный электрический ток (частота 100 кГц, амплитуда 3 мА) через токовые электроды, расположенные на поверхности кожных покровов над мышцей.
Напряжение на потенциальных электродах, которое регистрирует входной усилитель, представляет собой алгебраическую сумму синфазной помехи, сигнала ЭМГ и амплитудно-модулированного напряжения на частоте 100 кГц, возникающее как разность потенциалов от воздействия источника тока (сигнал электрического импеданса). Основное назначение входного усилителя - подавление синфазной помехи.
Сигнал ЭМГ отделяется от сигнала электрического импеданса полосовым фильтром с полосой пропускания от 50 Гц до 400 Гц (фильтр ЭМГ-канала). Амплитудно-модулированный сигнал электрического импеданса отделяется от сигнала ЭМГ полосовым фильтром с полосой пропускания от 10 кГц до 1 МГц (фильтр канала импеданса) и детектируется синхронным детектором. Для работы синхронного детектора в качестве несущей опорной частоты микропроцессор генерирует тот же опорный сигнал, что и для соответствующего источника тока. После дополнительного усиления, оба канала оцифровываются аналогово-цифровым преобразователем (АЦП). Так получают сигнал управления с одной мышцы.
Однако для получения более качественного и стабильного сигнала управления техническим устройством следует использовать второй канал прибора, который, работая аналогичным образом, регистрирует сигнал электрического импеданса и сигнал ЭМГ со второй мышцы - мышцы-антагониста.
Чтобы исключить взаимное влияние двух электроимпедансных каналов, используется фазовое или временное разделение каналов. В случае фазового разделения каналов, источник тока 1 генерирует синусоиду, а источник тока 2 - косинусоиду. В случае временного разделения каналов, источники тока работают попеременно в разные моменты времени.
Одним из возможных вариантов использования предложенного способа может служить устройство для бионического управления протезом кисти, которое состоит из: двух тетраполярных электродных систем; двухканального импедансного измерительного преобразователя; блока обработки; блока управления и исполнительного механизма - протеза кисти, как показано на рис. 5.
Электродные системы располагаются на культе, в проекциях сохранившихся мышц-антагонистов (разгибателей и сгибателей кисти). Инвалид напрягает и расслабляет мышцы так же, как при естественных движениях сгибания и разгибания кисти (показано на графиках рис. 6.)
При разгибании кисти (17-я секунда) импеданс первого измерительного канала (канал разгибателей) уменьшается, а импеданс второго измерительного канала (канал сгибателей) увеличивается. При сгибании (21 секунда) процесс противоположный.
В данном примере, блок обработки вычисляет степень сгибания кисти (0% - кисть раскрыта полностью, 100% - кисть сжата полностью) по формуле
1
2
где I, I - текущее значение импеданса первого и второго канала соответственно,
1
2
min(X-X) - минимальное значение разности импедансов первого и второго каналов,
1
2
max(X-Х) - максимальное значение разности импедансов первого и второго каналов,
В данном примере:
1
2
min(X-Х)=14,5-22=-7,5 (Ом) - достигается в момент времени 17 секунд,
1
2
max(X-Х)=19-18,5=0,5 (Ом) - достигается в момент времени 21 секунда.
Таким образом, можно вычислить степень сгибания кисти в любой момент времени, например, для 20 секунды:
Вычисленное значение текущей степени сгибания кисти передаются на блок управления, который формирует соответствующие команды на исполнительный механизм (кисть), необходимые для достижения соответствующе степени сгибания.
Следующие примеры иллюстрируют изобретение, не ограничивая его по существу.
Пример 1. Управление экзоскелетом
Управление экзоскелетом осуществляют по аналогичному принципу с некоторыми отличиями. Электродные системы размещаются в проекциях мышц-антагонистов. Оператор осуществляет естественные движения этими мышцами (например, сгибает-разгибает кисть). После вычисления степени сгибания кисти, сигнал передается на блок управления и далее на исполнительный механизм (привод экзоскелета). Для управления разными типами движений, необходимо расположить по две пары электродных систем на соответствующие мышцы-антагонисты.
Пример 2. Управление компьютером (например, громкостью звука)
Электродные системы размещаются в проекциях мышц-антагонистов (например, сгибателей-разгибателей кисти) на здоровой руке или на культе (если оператор-инвалид). Вычисленное значение текущей степени сгибания кисти передается на блок управления, который соединяется с компьютером по одному из стандартных интерфейсов (USB, последовательный порт, ИК-порт). Специализированное программное обеспечение компьютера принимает полученную информацию о степени сгибания кисти и устанавливает громкость звука, равную текущей степени сгибания кисти.