Устройство для определения временных интервалов активного состояния мышц Советский патент 1992 года по МПК A61B5/22 A61B5/05 

Изобретение относится к медицине, в частности к устройствам для определения временных интервалов активного состояния мышц, и предназначено для определения временных параметров работы мышц при различных локомоциях, например, оно может быть использовано при изучении работы мышц нижних конечностей больных с различными нарушениями функций опорно- двигательного аппарата.

Известно устройство для определения временных интервалов активного состояния мышцы, состоящее из стационарного усилителя биопотенциалов УБП1-01 исвето- лучевого осциллографа типа Н105 (Витен- зон А.С., Полян М.П. Влияние темпа ходьбы на функцию дистальных сочленений нижней конечности при ходьбе в норме и на протезах, Протезирование и протезостроение, 1970, сб. трудов вып. 23, М., ЦНИИПП, с. 103... 115).

В данном устройстве для более полно оценки функционального состояния мышц при нормальной и патологической ходьбе, а

vl О

ON

СО

VI о

также в процессе реабилитации больных с нарушениями функций опорно-двигательного аппарата нижних конечностей используется метод электромиографического исследования работы мышц с определением интервала электрической активности Та в течение цикла ходьбы. Сравнительное изучение этого параметра при ходьбе в норме и при патологии опорно-двигательного аппарата позволяет заключить, что он является весьма информативным, тонко реагирующим на состояние локомоторной системы, что предопределяет его диагностическую эффективность у больных трав- матол о го-ортопедического профиля, инвалидов, использующих протезы нижних конечностей.

При патологическом состоянии опорно- двигательной системы ухудшается баллистический характер движения, уменьшается использование инерционных сил. Одним из важных показателей такого нарушения является пролонгирование действия мышечных сил в течение цикла ходьбы. Такое пролонгирование неизбежно ведет к повышению утомляемости, поскольку значительно сокращается время отдыха мышц. Преобладание периода активногно состояния мышцы над периодом покоя по сравнению с нормальной ходьбой позволяет судить о степени перегрузки мышечного аппарата нижних конечностей. Так, например, основное отличие электромиограммы при ходьбе на протезе бедра от нормальной состоит в пролонгировании активности мышц - разгибателей тазобедренного сустава на большую часть опорной фазы. Усилия этих мышц в начале локомоторного цикла (0 ... 30% длительности шага) направлены на обеспечение подкосоустойчивости протезированной конечности, а в последу- .ющие 30 ... 50% цикла - на создание ускоренного разгибания в тазобедренном суставе, способствующего усилению заднего толчка. При ходьбе в норме активность этих мышц резко снижается уже к 30% цикла (Витензон А.С. Биомеханические закономерности компенсации двигательных нарушений при патологической ходьбе. Протезирование и протезострое- ние, 1980, сб. трудов вып. 55, М., ЦНИ- ИПП, с. 39 ... 52).

Анализ биоэлектрический активности мышц в ходьбе показал, что нарушенное взаиморасположение сегментов нижней конечности и туловища, а также ограничение их подвижности влияют в большей степени на длительность каждой фазы возбуждения мышцы, а не на амплитудную характеристику электромиограммы (Мякотина Л.И. Основные принципы биомеханического исследования в ортопедической клинике. Биомеханика, сб. трудов РНИИТО вып. 13, Рига, 1975, с. 318 ... 321). К примеру, исследование, проведенное у больных двусторонним коксоартрозом при ходьбе показало, что происходит увеличение продолжительности активной фазы состояния мышц, окружающих тазобедренные суставы. Помереувели0 чениятяжестипоражения

продолжительность активной фазы нарастает (Миллер Б.С. и др. О состоянии мышц, окружающих тазобедренные суставы, у больных коксоартрозом в ходьбе. Тезисы

5 докладов Второй Всесоюзной конференции по проблемам биомеханики. Рига, Зинат- не, 1979, т. 4, с. 208... 211).

Уменьшение длительности интервала активного состояния мышцы Та и динамика

0 его изменения позволяют судить об эффективности применяемого процесса реабилитации лиц, с нарушенными функциями опорно-двигательного.

Все сказанное выше позволяет сделать

5 вывод о целесообразности применения данной величины в качестве информативного параметра, характеризующего работу мышц при поражениях опорно-двигательного аппарата и разработки устройства, по0 зволяющего измерять временные интервалы активного состояния мышце высокой точностью.

Однако вышеуказанное устройство не позволяет объективно по осциллограмме

5 разделить интервалы активности и покоя, что приводит к снижению точности определения временных интервалов.

Известно также устройство для определения временных интервалов активного со0 стояния мышц, принятое нами за прототип, которое содержит электроды, усилитель биопотенциалов, выпрямитель, фильтр высоких частот для выделения огибающей электромиографического сигнала, порого5 вое устройство, генератор измерительных импульсов, счетчик импульсов и индикатор (Саранцев А.В. Методы и исследования ходьбы человека как колебательного процесса для оценки результатов протезирова0 ния. Канд. дисс., М., 1975).

Для определения интервала активности работы мышц сигналы биопотенциалов, снимаемые с помощью электродов, усиливаются, выпрямляются и проходят через

5 фильтр, выделяющий огибающую. Затем огибающая электромиограммы подается на вход порогового устройства, на другой вход которого поступает опорное напряжение Don., задающее устройство, относительно которого определяется интервал активности (обычно он выбирается равным 5 ... 10 мкВ приведенным ко входу усилителя биопотенциалов). Интервал активности опреде- ляется путем подсчета длительности временного отрезка превышения огибающей электромиограммы заданного уровня. Этот интервал заполняется измерительными импульсами высокой частоты (высокой относительно частотного диапазона электромиограммы) и счетчиком измеряется количество измерительных импульсов, содержащихся во временном отрезке превышения огибающей выбранного уровня анализа.

Данное устройство имеет существенный недостаток, заключающийся в низкой точности измерения длительности временного интервала активности мышцы Та из-за запаздывания огибающей относительно натуральной электромиограммы. Поскольку электромиограмма представляет собой набор колебаний биопотенциалов мышц с широким спектром частот (10 ... 600 Гц согласно информации, приведенной в книге Микрокомпьютерные медицинские системы под ред. У.Томпкинса и Дж.Уэбстера. М., Мир, 1983), то при любой постоянной времени фильтра выделения огибающей неизбежно различное запаздывание частотных компонент сигнала. Величина запаздывания огибающей относительно натуральной электромиограммы зависит и от амплитуды биопотенциалов. Для колебания с фиксированной частотой запаздывание будет тем больше, чем выше амплитуда этого колебания. Не случайно в работах, посвя- щенных данному вопросу, не обосновываются критерии выбора постоянной времени фильтра выделения огибающей. К сказанному можно добавить два замечания. Известно, что чем крупнее мышца, тем в более низкочастотную область смещается частотный диапазон снимаемого с нее сигнала биопотенциалов (Славуцкий Я.Л., Смайльс С.С. Частотная характеристика электромиограммы человека. Протезирование и протезостроение, 1968, сб. трудов вып. 20, М., ЦНИИПП, с. 66 ... 77). При утомлении, наряду с изменением средней частоты снимаемого с мышцы сигнала, происходит и изменение амплитуд им- пульсов электромиограммы (Славуцкий Я.Л., Смайльс С.С. Изменение максимальной электрической активности мышц при утомлении. Протезирование и протезостроение, 1973, сб. трудов вып. 30, М., ЦНИИПП, с. 41 ... 47). Следовательно, в этих случаях при измерении величины Та будет вноситься добавочная погрешность, обусловленная применением данного метода.

Целью настоящего изобретения явлч- ется точное определение временных интервалов активного состояния мышц путем измерения длительности последовательности импульсов натуральной электромиограммы, характеризующей работы мышц.

Поставленная цель достигается тем, что в известное устройство для определения временных интервалов активного состояния мышц, содержащее электроды, усилитель биопотенциалов, пороговый элемент, генератор измерительных импульсов, счетчик импульсов и индикатор, согласно изобретению введены инвертор, два элемента

И, формирователь импульсов, счетчик импульсов, цифровой элемент сравнения, управляющий мультиплексором, сумматор и дешифратор, причем сигнал с мышцы с помощью электродов подается на вход усилителя биопотенциалов, выход усилителя биопотенциалов соединен со входом порогового элемента, выход которого подключен к одному элементу И непосредственно, а к другому через инвертор, другие входы элементов И соединены с генератором измерительных импульсов, выход элемента И, непосредственно подключенного к выходу порогового элемента, соединен с последовательно включенными первым счетчиком

импульсов, сумматором, дешифратором и индикатором, выход второго элемента И подключен ко входу второго счетчика импульсов, выход которого одновременно под- ключен ко входам цифрового элемента

сравнения и мультиплексора, выход мультиплексора соединен с сумматором, выход Меньше цифрового элемента сравнения соединен с управляющим входом мультиплексора, а вход формирователя импульсов

соединен с выходом инвертора, выход формирователя подключен одновременно к обоим счетчикам импульсов и цифровому элементу сравнения.

Таким образом предлагаемое устройство является новым.|

Использование предложенного устройства позволяет повысить точность определения временных интервалов активного состояния мышц, за счет исключения выделения огибающей из натуральной электромиограммы.

Следовательно, предложенное устройство соответствует критерию Положительный эффект,

При проведении поиска в патентной и научно-технической литературе было обнаружено, что признаки, указанные в отличительной части формулы изобретения порознь известны из различных источников

информации. Однако их совокупное использование с признаками, указанными в ограничительной части формулы, позволяет повысить точность определения временных интервалов активности мышц, путем устранения влияния постоянной времени фильтра, выделяющего огибающую натуральной электромиограммы, на длительность измеряемого временного отрезка.

Следовательно, предложенное техническое решение соответствует критерию Существенные отличия.

На фиг. 1 изображена структурная схема предлагаемого устройства; на фиг. 2 - схема способа определения величины tp; на фиг. 3 - предельный случай, при котором величина tp имеет максимальное значение.

Устройство содержит электроды 1, усилитель 2 биопотенциалов,пороговый элемент 3, генератор 4 измерительных импульсов, инвертор 5, два элемента И 6 и 7, формирователь 8 импульсов, первый счетчик 9 импульсов, цифровой элемент 10 сравнения, второй счетчик 11 импульсов, сумматор 12, мультиплексор 13, дешифратор 14 и индикатор 15.

Устройство работает следующим образом.

После усиления биоэлектрический сигнал, снимаемый электродами 1, с выхода усилителя биопотенциалов 2 поступает на пороговый элемент 3, сюда же подается опорное напряжение Don, определяющее величину уровня анализа, С порогового элемента 3 на элемент И б и на инвертор 5 поступают импульсы, равные по длительности времени превышения усиленным сигналом биопотенциалов опорного уровня Uon. С выхода инвертора 5 снимаются импульсы, равные по длительности паузам между соседними импульсами электромиограммы на уровне анализа и поступают на входы элемента И 7 и формирователя 8 импульсов. На выходах элементов И 6 и 7 будут соответственно присутствовать заполненные измерительными импульсами серии импульсов, равные по продолжительности времени превышения импульсами электромиограммы Спорного уровня и пауз между соседними импульсами. Счетчиком 9 импульсов будет подсчитываться число измерительных импульсов, содержащихся во временных интервалах превышения импульсами электромиограммы опорного уровня и снимаемых с выхода элемента И 6. Далее эта информация поступит на сумматор 12. Для анализа продолжительности пауз между соседними импульсами натуральной электромиограммы служат формирователь 8 импульсов, счетчик 11 импульсов и цифровой элемент 10 сравнения. Счетчик 11 импульсов осуществляет подсчет количества измерительных импульсов, содержащихся в паузе между соседними импульсами электромиограмм, снимаемых с выхода элемента И 7. В цифровом элементе 10 сравнения происходит сравнение длительности паузы между соседними импульсами электромиограммы с величиной tp.. Если дли0 тельность паузы не превосходит указанной величины, то данный отрезок будет отнесен к интервалу активного состояния мышцы, а информация о его длительности со счетчика 11 импульсов через мультиплексор 13, уп5 равляемый с выхода Меньше цифрового элемента 10 сравнения, поступит на сумматор 12, где она сложится с длительностью временного интервала, определенного счетчиком 9 импульсов. Формирователь 8 им0 пульсов вырабатывает управляющий импульс, который позволяет в момент окончания очередной паузы произвести сравнение длительности паузы с величиной tp.max и обнулить счетчики 9 и 11 импульсов.

5Если длительность паузы превышает

выбранное значение tpmax, то данный временной отрезок будет соответствовать периоду покоя мышцы и информация о его длительности не будет поступать через

0 мультиплексор 13 на сумматор 12.

Сигнал с выхода сумматора 12 поступит далее на дешифратор 14, необходимый для преобразования информации, содержащейся в сумматоре, в код цифрового индикатора

5 15. Таким образом, индикатор 15 будет показывать общую длительность интервала активного состояния мышцы, полученную путем суммирования временных отрезков превышения импульсов натуральной элект0 ромиограммы заданного уровня активности и длительности пауз между соседними импульсами натуральной электромиограммы в случае, если длительность пауз не превышает значения tp., где FH - нижняя

5 граничная частота полосы пропускания усилителя биопотенциалов.

На фиг. 2 изображена серия импульсов постоянной частоты и амплитуды после выпрямления и условно показан уровень ана0 лиза, превышение величины которого определяет интервал активности. За tp принято расстояние между соседними импульсами на уровне анализа.

В схеме устройства содержится блок,

5 состоящий из второго счетчика 11 импульсов и цифрового элемента 10 сравнения, измеряющий tp и сравнивающий его с заданным значением. Наибольшее значение tp будет для сигнала с самой низкой часто- той FH, пропускаемой усилителем 2 биопотенциалов, и с амплитудой равной величине уровня анализа. Такой предельный случай изображен на фиг. 3. Расстояние между вершинами соседних импульсов натуральной электромиограммы, в предположении, что они имеют одинаковые амплитуду и частоту, будет равно т,р.тах Тн/2 1/2Рн. При таком способе определения интервала активности, выпрямитель из схемы устройства можно исключить, что позволит упростить схему и устранить ошибку, связанную с выпрямлением сигнала. В этом случае следует принять 1р..

Для прототипа характерна следующая величина погрешности. При подаче на вход усилителя биопотенциалов сигнала частотой 200 Гц и амплитудой 100 мкВ абсолютная величина погрешности составит 25 мс.

Относительная погрешность будет составлять при длительности интервала Та равном 500 мс - 5%; 400 мс - 6,3%; 300 мс - 8,3%; 200 мс - 12,5%. Для других значений частоты и амплитуды входного сигнала величина погрешности не указана. Однако ясно, что при используемом способе определения длительности интервала активности при более низкой частоте и более высокой амплитуде входного сигнала погрешность определения интервала Та будет выше.

Так, данный способ измерения величины Та практически не удастся применить при высоких темпах передвижения. Действительно, при ускорении темпа ходьбы, на- пример, для работы основных мышц нижних конечностей характерно появление дополнительных волн электрической активности мышц(Славуцкий Я.Л. Физиологические аспекты биоэлектрического управления про- тезами. М., Медицина, 1982). Поскольку длительность шага (значит и волн электрической активности) при этом сокращается, а амплитуды импульсов электромиограммы значительно возрастают, то измерить дли- тельность этих дополнительных волн вряд

ли будет возможным (при выделении огибающей несколько волн будут сливаться в одну).

Формула изобретения

Устройство для определения временных интервалов активного состояния мышц, содержащее электроды, усилитель биопотенциалов, пороговый элемент, генератор измерительных импульсов, счетчик импульсов и индикатор, отличающееся тем, что, с целью точного определения временных интервалов активного состояния мышц путем непосредственного измерения длительности последовательности импульсов натуральной электромиограммы, характеризующей работу мышц, в него введены инвертор, два элемента И, формирователь импульсов, счетчик импульсов, цифровой элемент сравнения, мультиплексор, сумматор и дешифратор, причем электроды подключены к входу усилителя биопотенциалов, выход усилителя биопотенциалов соединен с входом порогового элемента, выход которого подключен к одному элементу И непосредственно, а к другому - через инвертор, вторые входы элементов И соединены с генератором измерительных импульсов, выход первого элемента И соединен с последовательно включенным первым счетчиком импульсов, сумматоро м, дешифратором и индикатором, выход второго элемента И подключен к входу второго счетчика импульса, выход которого одновременно подключен к входам цифрового элемента сравнения и мультиплексора, выход мультиплексора соединен с вторым входом сумматора, выход Меньше цифрового элемента сравнения соединен с управляющем входом мультиплексора, вход формирователя импульсов соединен с выходом инвертора, а выходы формирователя подключены одновременно к обоим счетчикам импульсов и к цифровому элементу сравнения.

I

Изобретение относится к медицине и предназначено для определения временных параметров работы мышц при различных локомоциях. Устройство содержит электроды, усилитель биопотенциалов, пороговый элемент, генератор измерительных импульсов, инвертор, два элемента И, формирователь импульсов, два счетчика импульсов, цифровой элемент сравнения, сумматор, мультиплексор, дешифратор и индикатор, причем электроды подключены к входу усилителя биопотенциалов, выход усилителя биопотенциалов соединен с входом порогового элемента, выход которого подключен к одному элементу И непосредственное к другому через инвертор, вторые входы элементов И соединены с генератором измерительных импульсов, выход элемента И, непосредственно подключенного к выходу порогового элемента, соединен с последовательно включенными первым счетчиком импульсов, сумматором, дешифратором и индикатором,-выход второго элемента И подключен к входу второго счетчика импульсов, выход которого одновременно подключен к входам цифрового элемента сравнения и мультиплексора, выход мультиплексора соединен с вторым входом сумматора, выход Меньше цифрового элемента сравнения соединен с управляющим входом мультиплексора, вход формирователя импульсов соединен с выходом инвертора, а выходы формирователя подключены одновременно к обоим счетчикам импульсов и цифровому элементу сравнения. 3 ил. е

I

5

Ft

I

Фиг. г

tflmffx TH/2 f/ fy

/YY

О Ы Тн/2ЗТ Т t

Фиг.З

.лггох../nff/