Биоэлектрическое управление - Гурфинкель В.С., Малкин В.Б., Цетлин М.Л., Шнейдер А.Ю.

Автор: Гурфинкель В.С. Малкин В.Б. Цетлин М.Л. Шнейдер А.Ю.

Теги: физиология сравнительная физиология медицина монография клиническая диагностика электромиография

Год: 1972

Похожие

Клиническое руководство по психическим расстройствам

Руководство по общей и клинической физиологии.

Клиническая иммунология. Руководство для врачей

Основы патологической физиологии: Руководство для врачей

Текст

БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ
УПРАВЛЕНИЕ
Издательство «Наука»
АКАДЕМИЯ НАУК СССР
ИНСТИТУТ ПРОБЛЕМ ПЕРЕДАЧИ ИНФОРМАЦИИ
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ
УПРАВЛЕНИЕ
6
ИЗДАТЕЛЬСТВО «НАУКА»
МОСКВА
1972
г
УДК 612.014.42! : 612.014.423 : 612.822
Коллектив авторов:
В. С. ГУРФИНКЕЛЬ, В. Б. МАЛКИН,
_ |м. Л. ЦЕТЛЙН), А. Ю. ШНЕЙДЕР.
Биоэлектрическое управление. «Наука», 1972.
Монография посвящена изложению основ биоэлектрического
управления, классификации устройств, реализующих принципы
биоэлектрического управления, а также описанию функциональ-
ных характеристик и особенностей конструкций. Основной клас-
сификационный 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 био-
потенциалов, отведение и способы обработки их в связи со спе-
цифическими требованиями управления, в зависимости от назна-
чения'управляемого устройства.
В книге на значительном фактическом материале показан
приоритет советских исследователей как в теоретических разра-
ботках вопросов биоэлектрического управления, так и в их прак-
тической реализации.
Книга предназначена для физиологов, врачей, инженеров и
физиков, а также научных работников, интересующихся биоки-
бернетикой.
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 энергооснащен-
ности, управление которыми, в конечном счете, все равно сводит-
ся к мышечным усилиям; в последнем случае управляющие воз-
действия уже не требуют для своей реализации сколь-либо
значительных мышечных усилий. Тем не менее следует иметь в
виду, что они принципиально реализуются «старым» способом —
посредством движений. В последние годы стало очевйдным, что
такой способ взаимодействия человека с различными техниче-
скими системами не является единственно возможным. Помимо
движений в качестве управляющих воздействий могут быть ис-
пользованы и другие проявления жизнедеятельности. Изменения
температуры тела, звуки, издаваемые животными и человеком,
изменения концентрации химических веществ в процессе метабо-
лизма и многие другие проявления жизнедеятельности могут
быть использованы в качестве входных сигналов в системах био-
управления. Однако одним из наиболее практически удобных
проявлений для целей управления является биоэлектрический
процесс, сопровождающий различные функциональные отправ-
ления органов и тканей организма. Преимущества использования
биопотенциалов в качестве управляющих сигналов, как показы-
вает накопленный в электрофизиологии опыт, обусловлены тремя
основными причинами.
Биоэлектрические потенциалы, генерируемые различными
возбудимыми тканями, обладают достаточно высокой информа-
тивностью, поскольку отражают изменения состояния как от-
дельных клеточных структур, так и целых органов и. ^систем.
Биоэлектрические потенциалы позволяют создавать системы
управления, обладающие высокой оперативностью, поскольку их
изменения предшествуют изменениям ряда других физиологиче-
ских показателей и отражают сдвиги этих показателей в микро-
интервалах времени. И, наконец, с технической точки зрения
биопотенциалы — наиболее удобный вид сигнала в связи с отно-
3
сительной простотой их преобразования в форму, пригодную для
управления.
Эти особенности и определили создание нового типа управ-
ляющих систем— биоэлектрических систем управления, в
которых связь между живым организмом и различными техниче-
скими 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 определен-
ные 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 управ-
лению и систематически изложены полученные результаты.
- Замысел написать книгу о биоэлектрическом управлении воз-
ник у авторов еще в 1963 г. после того, как на I Симпозиуме по
биоэлектрическому управлению стали уже отчетливо зримы раз-
ные аспекты этой проблемы. К концу 1965 г. был обсужден и
написан предварительный план книги и началась работа над
ней. Безвременная смерть нашего товарища Михаила * Льво-
вича 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. Цег-
лин 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, проявляю-
щим интерес к вопросам физиологии и медицины.
Глава I
ОБЩИЕ ВОПРОСЫ БИОУПРАВЛЕНИЯ
«Забота о самом человеке и его судьба должны быть
в центре внимания при разработке всех технических
усовершенствований».
А. Эйнштейн [221].
НЕКОТОРЫЕ ПРИНЦИПЫ
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ
Процессы регуляции, протекающие в живом организме, в по-
следние годы привлекают внимание не только биологов и физио-
логов, но и математиков, физиков, техников, которые видят в
живых системах прототип организованного управления, исполь-
зуемого 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 исследова-
телей 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 огра-
ниченности компетенции авторов. В этой книге мы стремились
обосновать практическую целесообразность широкого использо-
вания 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 меж-
ду различными функциональными системами, что, в конечном
итоге, определяет существование целостного организма. Послед-
нее является непременным условием для приспособления орга-
низма 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 Берна-
ром в его учении о гомеостазе. Высказанная им идея о том, что
«постоянство внутренней среды является непременным условием
5
свободной жизни», исчерпывающим образом характеризует роль
процессов гомеостатического регулирования. Способность живых
организмов активно приспосабливаться к изменяющимся усло-
виям внешней среды, можно сказать без преувеличения, опреде-
лила эволюцию живой природы на нашей планете. Этот процесс
несомненно обусловлен постепенным совершенствованием про-
цессов управления. Революционное значение для развития живот-
ного мира имело появление в процессе эволюции нервной систе-
мы — 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 коли-
чество специализированных клеток, основная функция которых
состоит в трансформировании воспринимаемых ими воздействий
(рецепторы) в распространяющийся нервный сигнал. В резуль-
тате переработки этих сигналов в нервной системе вырабатыва-
ются управляющие команды, передающиеся по нервным провод-
никам к исполнительным органам (поперечнополосатые мышцы,
гладкие мышцы и железы).
Безусловный двигательный рефлекс является одним из наи-
более простых механизмов управления, осуществляемых нервной
системой. При его проявлении цепь событий, протекающая в
нервной системе, может быть представлена следующими звенья-
ми: 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 информа-
ции существуют две точки зрения: «строго рефлекторная», кото-
рая рассматривает последовательно события от стимула и реак-
ции рецептора до детерминированной реакции нейронов голов-
ного. или спинного мозга, и вторая, указывающая на существен- ;
ное значение активности ЦНС (центрального механизма обра-
ботки информации), которая в значительной степени определяет
поиск информации (фиксации), отсев ее и характер обработки
(мотивация, эмоции).
Как показано многочисленными исследованиями по физиоло-
гии сенсорных систем, афферентные сигналы проходят много
этапов обработки. Не менее сложной оказывается работа нерв-
ной системы в процессе формирования эфферентной команды.
Наличие многих уровней управления в нервной системе затруд-
няет четкое определение того, в какой структуре начинается
формирование управляющей команды и какие этапы проходит
6
эта команда до ее полной реализации. Важно подчеркнуть, как
на это указывал И. М. Сеченов, что все бесконечное разнообра-
зие внешних проявлений мозговой деятельности сводится оконча-
тельно к -одному лишь явлению — мышечному движению.-,
Иными словами, процесс взаимодействия человека с окружаю-
щей 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 систе-
мы к мышцам, сопровождаются электрическими явлениями
(в конечном счете, приводящими к мышечному сокращению), го
для управления движением можно использовать эти биопотен-
циалы (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 целесо-
образно отвести биопотенциалы от сохранивших связь с цент-
ральной нервной системой участков мышц и использовать их для
произвольного управления другими, заменяющими мышцу источ-
никами 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 биоэлектриче-
ских сигналов, усиления и преобразования их в нужную форму,
с тем чтобы после преобразования они могли приводить в дви-
жение те или иные исполнительные устройства. Создание таких
устройств особенно перспективно для восстановления движений
после ампутаций и параличей, когда остаточная биоэлектриче-
ская активность усеченных или парализованных мышц естест-
венным образом , используется для управления движениями
протеза или ортопедического аппарата. Принципиально такая же
задача возникает при поражении дыхательной мускулатуры.
Рассмотренные примеры являются в некотором роде принци-
пиальными и свидетельствуют о том, что для управляющего воз-
действия человека на внешнюю среду могут быть использованы
биоэлектрические процессы; генерируемые скелетными мыш-
цами. Это примеры произвольного воздействия на внешнюю
среду. Наряду с мышцами в организме имеются и другие воз-
будимые ткани, жизнедеятельность которых также сопровож-
дается биоэлектрическими явлениями.
В настоявшее время разработаны различные приборы, управ-
ляемые биопотенциалами сердца. В системах биоэлектрического
управления используются в первую очередь такие свойства био-
потенциалов, как строго закономерная последовательность по*
7
явления токов возбуждения, связанных с механическими про-
явлениями 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 голов-
ного мозга, физиологический механизм, определяющий электро-
генез 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 отно-
сятся изменения медленных компонентов в ЭЭГ при гипоксии,
гипокапнии, гипогликемии, наркозе или, например, появление
комплекса «пик — волна», предшествующие проявлению судо-
рожных 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 назначе-
нию, техническим характеристикам, конструктивным особенно-
стям 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 сред-
ствами, в других она может сводиться к системе сложных логи-
ческих операций.
Использование биопотенциалов для управления предъявляет
к методам обработки сигналов еще одно требование — высокую
скорость анализа биопотенциалов. Без этого невозможно эффек-
тивно 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 не-
прерывный отбор и анализ полезной информации с немедленным
использованием результатов этого анализа для управления.
Заметим еще, что методы обработки биопотенциалов и соот-
ветствующие технические средства ее осуществления опреде-
ляются не только характером используемых биопотенциалов, но
и назначением самой системы.
Таким образом, можно попытаться дать определение био-
электрическим системам. Но прежде следует подчеркнуть, что
при современном уровне развития техники, когда взаимодействие
человека с техническими устройствами становится преобладаю-
щим типом производственной деятельности, представляется воз-
можным говорить о биотехнических системах. Биотехни-
ческие 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 посред-
ством биоэлектрических командных сигналов либо биоэлектри-
ческих 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 непосредствен-
ное 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. Действи-
тельно, еще греки знали о существовании электрических явлений
в живых организмах. Об этом свидетельствукГт описания рыб,
обладающих электрическим органом, и даже попытки использо-
вания животного электричества в практических целях для лече-
ния больных. Далее, следовало бы остановиться на работах
Гальвани и Вольта, на их многолетних спорах о природе электри-
ческих явлений, которые они наблюдали в лапке лягушки, опытах
Матеуччи и Дюбуа Раймона, Данилевского, Сеченова, Кэттона и
других, доказавших экспериментально наличие и роль биопотен-
циалов, возникающих при деятельности различных органов. Под-
робные 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-
9
славии, Канаде, ФРГ, Франции, Японии, Австрии, Польше
и других странах проведено большое число исследований, кото-
рые 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 эпизоди-
чески появлялись работы, содержащие описание различных при-
боров, в принципе действия которых лежали элементы биоэлек-
трического 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 управляю-
щего сигнала. Модель такой установки была реализована Праст
и Ноэль в 1948 г. [420]. Несколько позднее (1949—1950 гг.) Бик-
форд [250] разработал прибор для автоматического поддержания
заданной глубины наркоза, используя также в качестве управ-
ляющих сигналов определенные изменения частоты и амплитуды
волн ЭЭГ. В 1950 г. Дот и сотрудники использовали ЭКГ —
зубец /? для селективного забора проб крови. В 1948 г. Рейтер
[426] высказал мысль о возможности использования ЭМГ для
управления и впервые осуществил управление электромеханиче-
ским протезом руки. В этих работах очень удачно решались те
или иные практические вопросы кардиологии,.авиационной меди-
цины, физиологии нервной системы, анестезиологии, протезиро-
вания. 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. По-
жалуй, 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 пер-
спективы их применения для различных биотехнических
задач.
Однако наиболее важным стимулом для развертывания ис-
следований в области биоэлектрического управления явились
практические достижения. Речь идет, прежде всего, о работах
Центрального научно-исследовательского института протезирова-
ния и протезостроения (ЦНИИПП) над созданием действующих
макетов протезов и манипуляторов с биоэлектрическим управле-
нием. Описание одной из конструкций такого манипулятора было
представлено на Всемирной выставке в Брюсселе в 1958 г. и,
по-видимому, привлекло широкое внимание.
10
Но не только большой размах поисковых и эксперименталь-
ных работ характеризует состояние проблемы биоуправления.
Существенным фактором является то,- что многие из этих работ
получили практическое применение, и в ряде стран ведется про-
мышленный выпуск протезов с биоупрявлением, диагностиче-
ской, 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 биоуправ-
ления. В качестве классификационных могут быть использованы
самые различные признаки, например: источник управляющих
сигналов; назначение устройства биоуправления; способ отведе-
ния сигнала; способ обработки (кодирования) сигнала.
Далее можно выделить классификационные признаки по
способу управления, структуре и технической реализации устрой-
ства, например: системы управления с одним или несколькими
источниками (в том числе и не биоэлектрическими); разомкну-
тые 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, биопотен-
циалы 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 собствен-
ному желанию изменять интенсивность биопотенциалов и Гем
самым характеристику управляющих сигналов, являются систе-
мами произвольного управления. К ним в первую очередь
относятся системы управления от биопотенциалов скелетных
мышц. •>
В системах непроизвольного управления используются био*-
потенциалы, которые оператор не в состоянии изменять по соб-
ственному желанию (например, биопотенциалы от сердечной
мышцы). В некоторых случаях биопотенциалы могут быть ис-
пользованы в зависимости от причины их возникновения для по-
строения системы как произвольного, так и непроизвольного уп-
равления. Так, рйтмы ЭЭГ мог^т быть использованы в системах
произвольного и непроизвольйогб управлений. Возникновение А
11
и 0-ритма при гипоксии генерируется независимо от воли опера-
тора; 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 при-
знаком в предлагаемой классификации.
При рассмотрении этого признака целесообразно выделить
подгруппы устройств: исследовательская аппаратура; лечебная
аппаратура; диагностическая аппаратура; технические устрой-
ства, облегчающие деятельность человека и способствующие
повышению'работоспособности в специальных условиях.
Способ отведения сигнала. Могут быть использованы различные
способы отведения биопотенциалов: с помощью электродов, рас-
положенных поверхностно, игольчатых, вводимых внутрь тканей,
вживленных на различное время.
Способ обработки (кодирования) сигналов. Одним из основных
требований, связанных с обработкой сигнала, является выделе-
ние только полезной информации из всей совокупности сигнала.
Технически обработка сигналов может осуществляться непре-
рывно или дискретно. В зависимости от источника управляющих
сигналов, назначения или целей эксперимента полезная информа-
ция может выделяться с помощью измерения амплитудных,
частотных и временных параметров сигнала. В целом ряде ситу-
аций наибольший эффект дают вероятностные методы. Воз-
можны 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 подключе-
нием биопотенциалы различных функциональных структур орга-
низма, например ЭКГ и ЭЭГ и др. Такие системы управления
будут являться смешанными.
Поскольку в сложных системах управления, в которых одно-
временно используется несколько источников биоэлектрических
сигналов, могут применяться и другие параметры (не биоэлек-
трические— механические, термические, фотометрические и др.),
характеризующие -состояние организма, речь может идти о ком-
бинированных системах управления. Например, в системах сле-
жения за физиологическим состоянием организма предусматри
12
вается, как правило, многоканальный вход, где в числе входных
параметров используются наряду с биопотенциалами сердца
и головного мозга другие, не электрические источники инфор-
мации (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 обра-
ботки 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 имплантиру-
емые.
Большое число признаков, безусловно, усложняет задачу
классификаций БЭСУ. По-видимому, целесообразно классифици-
ровать указанные системы по главным (основным) показателям,
объединив перечисленные признаки в большие группы.
Например, такие признаки, как источник управляющих сиг-
налов, способ их отведения и характер управления (произволь-
ное иди непроизвольное управление), а также признаки, харак-
теризующие назначение устройства и способ обработки сигнала,
можно отнести к функциональному показателю. Остальные при-
знаки, характеризующие структуру построения устройств, а
именно: разомкнутые, замкнутые системы, одноконтурные, ис-
пользующие 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 обобщен-
ным показателям, функциональному и структурному (см. схе-
му на стр. 14).
Пунктиром намечен контур управления при биоэлектростимуля-
ции, когда техническое устройство воздействует на живой орга-
низм, а биопотенциалы циркулируют в контуре обратной связи,
изменяют параметры технического устройства.
Ставя перед собой задачу рассмотреть общие принципы элек-
трического управления, а также основные технические реализа-
ции известных авторам систем управления, мы будем в дальней-
шем придерживаться указанной выше классификации, обращая
13
в первую очередь внимание на специфику систем, связанную с
использованием различных источников управляющих сигналов и
различным назначением самих устройств.
Глава II
ПРЕДПОСЫЛКИ К ИСПОЛЬЗОВАНИЮ
БИОПОТЕНЦИАЛОВ СКЕЛЕТНЫХ МЫШЦ
ДЛЯ 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 основопо-
лагающими для построения систем биоэлектрического управ-
ления произвольного действия. Успешная реализация таких
систем на практике связана, в первую очередь, с вопросом о
выборе мест отведения командных сигналов. Если в ряде слу-
чаев поиски таких мест отведения могут быть продиктованы
стремлением получить сигналы большой амплитуды, наиболее
выгодного соотношения сигнал/шум и т. п., то в случае построе-
ния биоэлектрических систем управления произвольного действия
первостепенное значение приобретает вопрос о выборе тех мест
отведения сигналов, которые обеспечивают получение информа-
ции, наиболее полно отражающей структуру произвольного дви-
жения. В настоящее время *мы не имеем достаточно законченных
представлений о том, как организовано управление этими движе-
ниями. Согласно современным представлениям, управление дви-
жениями человека и животных осуществляется многоуровневой
иерархически организованной системой, включающей значитель-
ное 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 дви-
жениями. Однако, если предположить, что нам известны все
этапы формирования сигнала и'принципы, по которым осущест-
вляется это формирование на каждом из уровней, то получение
и использование этой информации для целей биоуправления со-
пряжено пока с непреодолимыми трудностями принципиального
и технического порядка.
.15
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 произволь-
ные двигательные команды, должны быть признаны разные
области коры. Далее, можно полагать, что начальные двигатель-
ные команды содержат лишь самые главные характеристики
будущего движения (своего рода «скелет движения»), пополняю-
щиеся необходимыми деталями по мере включения в деятель-
ность других нервных центров — базальных ганглиев, ядер-
ных структур мозгового ствола, ретикулярной формации, моз-
жечка.
Основываясь на этих соображениях, вряд ли можно рассчиты-
вать на то, что в близком времени для управления внешними
устройствами удастся использовать сигналы нервных структур,
ответственных за инициацию движения. Имеются и существен-
ные технические трудности, связанные с необходимостью устой-
чивого и длительного отведения информации при использовании
вживляемых или погружных отводящих электродов. Примене-
ние же поверхностных электродов для отбора команд, форми-
рующих движение, в настоящее время ограничено, так как не-
возможно 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 при-
соединились бы к выходу из центральной нервной системы,
т. е. могли бы воспринимать сигналы, уже прошедшие все этапы
формирования. Обычно периферический нерв является смешан-
ным нервом, включающим в себя аксоны двигательных и чувстви-
тельных нервных клеток. По этой причине суммарная электриче-
ская 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
16
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 био-
электрического управления, использующих ЭМГ, является не-
прерывная обработка снимаемых сигналов и непрерывное их
использование для целей управления. Поэтому применение кросс-
корреляционного метода связано с введением задержки и чрез-
мерным 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 мо-
мент времени будет хорошо коррелировать с возбуждением
мышцы.
В большинстве же случаев суммарная электрическая актив-
ность нервного ствола содержит эфферентные команды, адресо-
ванные не к одной, а к нескольким мышцам. Это обстоятель-
ство также ограничивает возможности использования нейро-
граммы в качестве источника управляющих сигналов.
По этим соображениям, наиболее удобным оказалось отведе-
ние двигательных команд непосредственно -от мышцы, что
обусловлено несколькими обстоятельствами: снимается команда,
имеющая достаточно точный адрес; снимается команда, прошед-
шая 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, че^м 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 — рецеп-
торы. Рабочие волокна мышцы организованы в так называемые
двигательные единицы (ДЕ). Двигательной единицей называется
некоторое количество мышечных волокон, иннервируемых раз-
ветвлениями аксона одного двигательного нейрона (мотоней-
рона).
На основании ранних исследований сформировалось пред-
ставление, 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-
прерывен.
17
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 состояний 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 опре-
деление состояния каждой ДЕ данной мышцы вряд ли возможно.
В силу большого числа ДЕ и некогерентности их возбужде-
ния можно производить измерение некоторой функции от общего
числа возбужденных в данный момент времени ДЕ. Такая интер-
ференционная электромиограмма, отводимая поверхностными
электродами, дает возможность изучать участие мышц в различ-
ных 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, отводи-
мой 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: ампли-
тудными, частотными и временными параметрами; показателями,
характеризующими площадь биоэлектрических потенциалов;
статическими показателями, позволяющими построить гисто-
граммы мгновенных значений ее параметров, плотности рас-
пределения вероятностей, определить функции корреляции или
спектральные плотности и т. д.
Следует подчеркнуть, что эти, а также любые другие харак-
теристики случайных сигналов, определяемые в процессе экс-
перимента, являются случайными величинами, дающими большую
или меньшую степень приближения к истинным значениям.
Поэтому имеет смысл говорить не о значении измеряемого пара-.
1 Частота импульсов ДЕ соответствует частоте срабатываний мотонейронов и,
с точки зрения декодирования двигательной команды, использование биопо-
тенциалов ДЕ соблазнительно.
2 О возможности использования активности. ДЕ для^управления см. стр, 52—53.
18
Рис. 1. Электрическая активность
нормальной (Л) и паретичной мыш-
цы (Б), пораженной полиомиелитом
Рис. 2. Блок-схема отведения био-
электрических сигналов
Источник сигнала
Регистрирующее
устройство
метра, а о его оценке. Для целей биоэлектрического управления
находят применение также специальные методы обработки
электромиограммы, которые определяются задачами и особен-
ностями 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 интер-
ференционной электромиограммы, среднее значение амплитуды
колеблется в пределах 20—200 мкв. При максимальных напря-
жениях мышцы величина ее электрической активности может
составлять 1—2 мв. На величину амплитуды из внешних факто-
ров главным образом оказывают влияние величина площади
отведения и межэлектродное расстояние. Чем больше площадь
электродов и межэлектродное расстояние, тем больше регистри-
руемая активность [270, 360].
При поверхностном отведении электроды располагаются на
поверхности кожи тела, измеряя тем самым разность потенциала
электрического тюля, образованного на поверхности от генера-
торов, находящихся в глубине ткани. Изменение величины био-
потенциалов в зависимости от удаления электродов от источника
колебаний подчиняется общим законам проведения потенциала в
19
объемном проводнике [344, 387],. По-видимому, при поверхностном
отведении величина биопотенциалов определяется в основном
активностью лишь тех мышечных волокон, которые близко рас-
положены к отводящим электродам. Это согласуется, например,
с данными Бухтала и сотрудников, которые показали, что при
удалении от источника колебаний на 0,36 мм амплитуда потен-
циала ДЕ уменьшается в 10 раз [271]. Строго говоря, регистра-
ция ЭМГ отражает не только характеристики источника био-
потенциалов, но также и характеристики тракта от генератора
биопотенциалов до регистрирующего прибора. Каждое из звеньев
этого тракта обладает специфическими свойствами, отражаю-
щимися 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 последователь-
ных звеньев от источника генерации биопотенциалов до реги-
стрирующего устройства. Она включает: Еэмг— генератор био-
потенциалов; Ещ эмг — генератор собственных шумов источника
биопотенциалов; ЕШт — шум тканей, рассматриваемый как пас-
сивный импедансный источник; Ешу — шум усилительного устрой-
ства, приведенный ко входу. Сопротивления /?эмг — сопротивле-
ние собственного генератора биопотенциалов; — сопротивле-
ние 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 зави-
симости от целого ряда факторов. Так, например, при регистра-
ции разности потенциалов поверхностными электродами, распо-
ложенными 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 шумо-
вых составляющих, по сравнению с разностью потенциалов, мало.
Присутствие сопротивления тканей и переходного сопротивле-
ния кожа — электрод приводит к увеличению шума внутреннего
источника сигнала, а с другой стороны, образует делитель с вход-
ным сопротивлением усилителя, что, в конечном счете, уменьшает
выделяемый сигнал [276, 346]. Рассмотрим значение каждой
составляющей шума с точки зрения оценки динамического диа-
пазона сигналов, выбора необходимых параметров регистрирую-
щей аппаратуры, выбора необходимых амплитудно-частотных
характеристик, отношения сигнал/шум.
Джекобсон [355], Хопферт [324], Ю. С. Юсевич [221а] указы-
вают на наличие слабо выраженной электрической активности
(3—5 мкв) в покоящейся мышце. И действительно, поверхност-
20
ными электродами, расположенными над мышцей, отводятся ка-
кие-то колебания, придающие «бахромчатость» регистрируемой
кривой. Существенно отметить, что такую же «бахромчатость»
получил в своих исследованиях Найтингел [412], располагая от-
водящие электроды над костными образованиями. Становится
очевидным, что источником этих нерегулярных низкоамплитуд-
ных колебаний являются не мышцы и что они, по-видимому, обу-
словлены 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 зави-
симости 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 специ-
альные измерительные устройства (например, Найтингел исполь-
зовал 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 под-
кожными и поверхностными электродами, позволяет предполо-
жить, что сопротивление рогового слоя кожи существенного
влияния не оказывает. Вместе с тем в экспериментах на живот-
ных и многократных исследованиях на одном и том же человеке
было установлено, что тканевый шум зависит от физиологиче-
ского состояния тканей.
То обстоятельство, что амплитудно-частотная характеристика
имеет вид медианы, позволяет утверждать, что ткани, располо-
женные между генератором биопотенциалов и отводящими элек-
тродами, 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
21
Рис. 3. Частотные характер^
стики ЭМГ, .артефактов ц
электронных устройств, приме-
няемых в различных биоэлект*
рических протезах ’
а — спектр артефактов;
спектры ЭМГ:
б —Хейеса;
в — Славуцкого, Смайльс;
г — Кайзера, Петерсена;
б — Копец, Хаусмановой-Петрусевич;
. 'nt г I*1 '
е — спектр функции — ехр [те
при т=2 мсек;
частотные характеристики усилите-
лей, используемых в протезах:
1 - СССР, цниип
2 — Хорна; 1
3 — Исидоре и Николо;
4 — Шмидла, Зоротти;
5 — австрийском;
6 — канадском;
7 — Боттом ли;
8 — Кайзера, Петерсена (подробнее
о протезах см. главу III)
и его выходное сопротивление. Это сопротивление — межэлек- ;
тродное сопротивление, измеренное со стороны подключения уси-
лительной аппаратуры,— крайне переменно. Оно определяется,
в первую очередь, состоянием кожи, способом ее обработки, пло-
щадью 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 напря-
жение полезного сигнала, исходя из выбора необходимого отно- |
шения сигнал/шум. Предположим, что полное сопротивление
мышца — ткань — кожа — электрод составляет 100 ком и это ]
сопротивление является чисто активным, тогда на входных клем-
мах усилительного устройства будет существовать только напря-
жение шума, обусловленного тепловым движением электронов в
проводниках (предполагаем, что биоэлектрический сигнал равен
нулю):
U = V2KTR!^f , ;
где Т — абсолютная температура в К0; К—постоянная Больц- (
мана; Д/ — полоса частот (в гц); R — сопротивление (в ом). *
Для полосы частот Д/= 1 кгц, которая практически полностью [
включает все частотные составляющие ЭМГ, напряжение шума J
будет равно: |
U ~ 1 мкв, i
что хорошо совпадает с экспериментальными данными, получен-
22
ними Найтингелом и Хейесом. Однако усилительные устройства
сами вносят дополнительное напряжение шума. Качество усили-
теля, понимаемое как его приближение к идеальному усилителю,
в котором отсутствует напряжение шума, обозначается фактором
шума Лп. Учитывая фактор шума, можно показать, что
Ut = У 2RTRAfFm.
Так как речь в дальнейшем будет идти о биоэлектрических
системах управления, в которых усилительные устройства, кал
правило, выполняются на транзисторах, то в формулу необхо-
димо ввести фактор шума, характеризующий шумовые свойства
транзисторов. Фактор шума транзисторов не только определяется
собственными параметрами транзистора, но и является частотно-
зависимым [181], причем шумовые свойства транзисторов наи-
более 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» транзисто-
ров составляет 10 дб. Тогда
[/^3,2 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 мини-
мальное значение сигнала будет:
Ulm = 3,2 • 20 lg^=3,2-3,16=10,1 мкв.
Следовательно, динамический диапазон изменения биопотен-
циалов от минимального сигнала до максимального в среднем
составляет Дэмг —40 дб. Практически все обстоит гораздо слож-
нее, так как полное сопротивление не является чисто омическим,
его природа биологическая, вследствие чего с тепловым шумом
сочетается биологический шум. Тем не менее полученные расчет-
ные величины хорошо согласуются с наблюдаемыми эксперимен-
тально и могут использоваться для выбора зоны нечувствитель-
ности в системах биоэлектрического управления, выбора динами-
ческого диапазона управляющих сигналов, а также при составле-
нии требований к ЭМГ усилителям, используемым в этих си-
стемах.
Полученный достаточно большой динамический диапазон из-
менения биопотенциалов вовсе не означает, что для биоэлектри-
ческого управления нельзя воспользоваться частью этого диапа-
зона. Более того, среднее значение активности возбужденных
мышц меньше и составляет 20—30% от максимальной. Кроме
23
этого, активность усеченных мышц культи в большинстве случаев
ниже по сравнению с активностью здоровых мышц. Следует
также учитывать, что при значительных по величине напряже-
ниях развивается утомление мышцы и, как следствие, изменяет-
ся амплитуда и даже частотный спектр ЭМГ. Это приводит к
увеличению нестабильности и изменению управляющего сигнала,
что отражается на точности управления. Поэтому для биоэлек-
трического управления желательно использовать только часть
диапазона электрической активности мышцы.
При пороговом (релейном) управлении, когда срабатывание
реле приводит к включению исполнительного механизма, доста-
точна активность 30—40 мкв. В исследованиях Я. Л. Славуцкого
с сотрудниками было показано, что целесообразно использовать
управляющие сигналы, величина которых не превышает полови-
ны величины максимальной активности мышцы. Такая рекомен-
дация особенно важна для биоэлектрического управления в
протезировании, так как в этом случае затраты на управление
могут считаться незначительными [174]. Следовательно, те мыш-
цы, 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 боль-
шей. Так, при диапазоне изменения сигналов, достаточном для
управления системой и равном 70—100 мкв, величина максималь-
но 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 сред-
ней для большинства мышц плечевого пояса. Электрическая ак-
тивность 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 вели-
чина биоэлектрической активности недостаточна для управления
протезом без значительных и, следовательно, утомительных уси-
лий. Поэтому для пропорционального управления потенциалами
усеченных мышц в большинстве Случаев необходима предвари-
тельная тренировка, повышающая электрическую активность
мышц [173, 174, 177, 179].
Частотные характеристики. Существенный интерес представ-
ляет знание не только амплитудных, но и частотных характери-
стик ЭМГ. Изучение частотного спектра важно для: 1) понима-
ния генеза интерференционной ЭМГ, ее связи с параметрами им-
пульсов двигательных единиц, их числа, степени синхронизации
и др.; 2) выбора рациональной полосы пропускания с точки
зрения отношения сигнал/шум и обработки ЭМГ для био-
электрического управления; 3) частотного разделения сигналов
при наличии зависимости спектра от уровня возбуждения мышц
24
и 4) в диагностических целях, когда нарушения в нервно-мышеч-
ном аппарате приводят к определенным изменениям частотной
характеристики.
Литература по частотному анализу ЭМГ достаточно много-
численна, но и противоречива. Все это заставляет подробнее
рассмотреть имеющиеся сведения и определить основные пока-
затели частотной характеристики, существенные для задач био-
электрического управления. Полученные разными исследовате-
лями экспериментальные данные могут-быть условно разбиты на
две группы в зависимости от того, какую частотную полосу зани-
мают максимальные составляющие амплитуды. Подавляющее
число работ относится к первой группе, в которой область мак-
симальных амплитуд лежит в диапазоне 70—200 гц.
Пожалуй, одна из первых практических работ, в которой ис-
пользовался частотный анализ ЭМГ в диагностических целях,
была сделана Валтоном в 1952 г. [493], хотя ранее — в 1951 г.—
Рихардсоном была высказана идея использования гармоническо-
го анализа для исследования частотных составляющих ЭМГ
Используя спектрометр при исследовании большой группы
здоровых и больных, Валтон показал, что частотная характери-
стика 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 круп-
ных мышц конечностей имеется более стабильный максимум в
частотной характеристике, расположенной около 200 гц. По дан-
ным 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 рабо-
тах, относящихся к этой группе,— Кайзера и Петерсена [362,
363], Кейдфорса и соавторов [359], Сато [443], Копец и Гаусма-
новой-Петрусевич [373] и Я. Л. Славуцкого и С. С. Смайльс
[178], проведены исследования с помощью 7з октавных и октав-
ных фильтров (рис. 3). По данным этих авторов, частотные ха-
рактеристики в общем идентичны, варьирует только положение
максимума при исследовании у разных испытуемых и наказных
мышцах. Так, по данным Славуцкого и Смайльс, мышцы-сгибате-
ли и разгибатели предплечья имеют одинаковые частотные ха-
рактеристики, независимо от того, являются ли они мышцами
здорового предплечья или мышцами культи. Для мышц плеча
частотная характеристика двуглавой и трехглавой мышц не-
сколько сдвинута влево (особенно трехглавая мышца), в область
более низких частот. В среднем зона максимума охватывает
25
частоты 100—160 гц, к частоте 400 гц амплитуда спадает до зна-
чения 0,5 от максимума, сливаясь с фоном на частотах выше
1250 гц. Кайзер и Петерсен указывают максимум, расположен-
ный на частотах в области 80 гц, а Колец и Гаусманова-Петрусе-
вич, наоборот, в области 200 гц.,
В работах, относящихся ко второй группе, частотные харак-
теристики 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 неравномер-
ностью 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 харак-
теристика 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. Сход-
ные 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 пропор-
циональное увеличение по амплитуде всех гармонических состав-
ляющих. Аналогичные данные ранее были получены в исследова-
ниях 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 не-
значителен [446].
Таким образом, полученные различными авторами данные
показывают, что частотный спектр ЭМГ различных мышц огра-
ничен сравнительно узкой полосой частот и практически не за-
висит от степени мышечного возбуждения (имеются в виду мыш-
цы здоровых людей, а также мышечные напряжения, не вызыва-
ющие утомления). Такой же вывод может быть сделан из мо-
дельных 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 сло-
жение несинфазных сигналов нескольких десятков двигательных
единиц (начиная с 20) уже достаточно для получения синтезиро-
ванной ЭМГ, практически не отличающейся от натуральной.
В действительности при отведении ЭМГ поверхностными элек-
тродами мы всегда имеем дело с возбуждением значительно
большего числа ДЕ. Поэтому можно предположить, что частот-
ный спектр ЭМГ различных мышц при различных условиях дол-
жен быть практически одинаков. При моделировании частотной
26
характеристики ЭМГ можно воспользоваться данными М. С. Либ-
кинд [106]. Учитывая, что средняя длительность импульса (а)
интерференционной ЭМГ связана с шириной импульса двига-
тельной единицы (ДЕ) зависимостью а=0,91 ДЕ, можно, полу-
чая частотный спектр отдельных ДЕ, распространить его на ин-
терференционную ЭМГ. В то же время известно, что энергетиче-
ский спектр случайного процесса полностью определяется
спектром отдельных импульсов, образующих случайный процесс.
Интересно также отметить экспериментальные работы, в кото-
рых получен частотный спектр при разложении в ряд Фурье пос-
ледовательности импульсов различной формы. Сенкович и
Герстен [275] исследовали влияние основных показателей импуль-
сов (схожих по внешнему виду с двухфазными потенциалами
действия) на форму, полосу и расположение максимума частот-
ной характеристики. Авторы показали, что максимальное значе-
ние частотной характеристики связано с длительностью потен-
циала действия следующей зависимостью:
Аъд. — 500/fm »
где /п.д. — длительность потенциала действия (в мсек)-, — мак-
симальное значение частоты (в гц). Так, при наиболее распрост-
раненной длительности потенциала действия, равной 8 мсек
[141, 270], максимум частотной характеристики должен распола-
гаться на частоте 60 гц. Как следует из работы Годдена [322],
наибольшее совпадение с усредненной частотной характеристикой
ЭМГ достигается при разложении в ряд Фурье последователь-
ности импульсов, являющихся первой производной кривой нор-
мального распределения (рис. 3). Некоторые вопросы исполь-
зования гармонического анализа для исследования спектра ЭМГ
содержатся также в работе [419].
Таким образом, что касается формы частотной характеристи-
ки, расположения и количества максимумов, то имеются извест-
ные расхождения у разных авторов, определяемые сложностью
частотного анализа случайных процессов, каким является интер-
ференционная ЭМГ. Попытаемся указать причины расхождения
в величинах диапазонов амплитудно-частотных спектров ЭМГ,
полученных разными авторами.
Во-первых, уже из работы Сенковича и Герстена, использо-
вавших 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 гармо-
ническим спектром. Нерегулярные, или случайные, процессы типа
^МГ не обладают дискретным спектром, устойчивостью во вре-
мени, вследствие чего частотный анализ может быть неэффек-
тивным. Кроме этого, построение узкополосовых фильтров для
27
области низких и инфранизких частот с целью анализа ЭМГ явля-
ется достаточно сложной технической задачей.
В-третьих, при оценке спектральных характеристик необходи-
мо учитывать разрешающую способность анализатора. Чем мень-
ше 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 ана-
лизатора. Можно показать, что время установления процесса в
резонаторе для заданной полосы пропускания равно [188]:
М = 1,46/Д/,
а минимальное время анализа всего спектра исследуемого про-
цесса составляет:
__ (0,954-1,4) (/x—f2)
ьр
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 про-
изведения ширины полосы пропускания фильтра и времени ана-
лиза (Д/-Д/) для фильтров, ширина полосы которых Мала, по
сравнению со значением средней частоты. Например, если пог-
решность составляет 10%, то соответственно произведение
(Д/• Af) должно быть не менее 100. Следовательно, для полосы
пропускания фильтра Д/ = 10 гц время анализа должно быть не
менее 10 сек. Используя эти данные, В. П. Гундаров [56] подсчи-
тал величину погрешности, допущенной Фексом и Кракау при оп-
ределении частотной характеристики ЭМГ. Оказалось, что на
низких частотах (40—100 гц) погрешность измерения соответ-
ственно составляет 60 и 40%. Избежать возникающих ошибок
можно, прибегая к статистическим методам обработки ЭМГ. Для
этого целесообразно воспользоваться автокорреляционной функ-
цией, 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 пер-
вого пересечения кривой с осью абсцисс — период центральной
частоты в спектре, которая имеет максимум мощности.
На рис. 4 представлена автокорреляционная функция для дву-
главой мышцы плеча при умеренном статическом сокращении,
полученная Р. С. Персон и Л. Н. Мишиным [141]. Из рассмотре-
ния автокорреляционной функции можно заключить, что она бы-
стро затухает и имеет лишь две волны, из чего следует, что
ЭМГ — крайне нерегулярный процесс.
Исследования В. П. Гундарова показали, что чем больше отри-
цательные и положительные полуволны автокорреляционной
28
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 Скот-
та и его сотрудников (рис. 5), получивших максимум спектра
мощности интерференционной ЭМГ на частотах 60—80 гц\ мощ-
ность 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 мышеч-
ного напряжения. Однако максимум ЭМГ, полученный при перес-
чете 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 резуль-
татов, касающихся в первую очередь положения максимума.
В большинстве исследований этот максимум группируется в диа-
пазоне 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 полу-
чены практически всеми исследователями (за исключением дан-
ных Скотта), хотя их относительный уровень и различен.
Развитие ЭМГ исследований в последние годы привело к стан-
дартизации используемой усилительной и регистрирующей аппа-
ратуры. Однако в БЭСУ, использующих ЭМГ сигналы, имеется
специфика, обусловленная рядом обстоятельств, налагающих
Рис. 4. Автокорреляционная функция
(по данным Персон и Мишина)
Рис. 5. Спектр мощности ЭМГ (по
данным Скотта)
29
дополнительные требования к усилительной аппаратуре и аппа-
ратуре, предназначенной для обработки сигнала. Поскольку ин-
терференционная ЭМГ в ее непосредственном виде не может быть
использована для управления, она должна подвергаться обработ-
ке. 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 усилите-
ля 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.
Постановка задачи нахождения компромиссной и даже опти-
мальной 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 нормаль-
ный 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 ЭМГ
[358], однако на практике используются лишь приемы ограниче-
ния частотной полосы ЭМГ на низших и высших частотах.
Рассмотрим экспериментальные данные по выбору частотной
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
30
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 низ-
ких частотах до 100 гц приводит к некоторой потере информации,
однако эта потеря может считаться допустимой [260, 414]. Соглас-
но мнению Исидори и Николо, для оптимального выделения сиг-
нала следует ограничить полосу усилителя диапазоном 150—
1500 гц [353]. В другой работе показано, что сужение полосы про-
пускания усилителя от 1000 до 50—75 гц при средней частоте
185 гц увеличивает отношение «сигнал/шум» в 2,5 раза, при-
чем быстродействие системы существенно не уменьшает-
ся [26].
Оценивая исследования по выявлению показателей биоэлект-
рических сигналов (амплитуда, частота), подчеркнем следующую
важную особенность. Известна большая трудность использования
многих физиологических параметров в целях управления ввиду
их большой индивидуальной вариабельности как в норме, таки
патологии. Анализ материалов исследований ЭМГ показывает,
что два основных показателя, характеризующих биоэлектриче-
скую активность различных мышц в норме и даже при некоторых
формах патологии (усеченные мышцы) — амплитуда и частотный
спектр,—достаточно постоянны. Если диапазон изменения ампли-
туды биопотенциалов у различных мышц несколько меняется и
зависит от величины напряжения мышцы, то спектры частотных
характеристик различных мышц практически совпадают и не зави-
сят от развиваемых усилий, не превышающих 30—40% от макси-
мальных [359]. Это существенно облегчает (с точки зрения унифи-
кации электронных устройств) использование ЭМГ для целей
управления, так как лишь в этом случае возможно создание от-
носительно постоянных по параметрам входных устройств и оди-
наковых способов выделения полезной информации, независи-
мо от того, для каких целей используется биоэлектрическое упра-
вление.
Методы измерения ЭМГ, Анализ частотных характеристик пока-
зывает, что интерференционная ЭМГ имеет сложный спектр и при
определенных условиях (мышечное сокращение постоянно, отсут-
ствие синхронизации) может приближенно считаться статистиче-
ским (импульсным) шумом, хотя спектр этого шума не является
белым или широкополосным.
Измерение и анализ таких сложных сигналов безусловно на-
лагает известные ограничения на точность показаний тех прибо-
ров, которыми обычно пользуются на практике. Поэтому рас-
смотрим основные способы измерения биоэлектрических сигна-
лов для целей их анализа. Так как речь идет, в первую очередь,
31
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 £/ю измеряются с помощью пикового детектора. Для
измерения среднего значения можно присоединить к выходу уси-
лителя биопотенциалов выпрямитель (линейный детектор) и
измерительный прибор. Показания магнитоэлектрического при-
бора на выходе выпрямителя будут пропорциональными Ucp
h
где T = t2—ti — время усреднения или интегрирования.
Особое место среди численных методов измерения случайных
процессов занимает измерение действующего значения:
/ 4 £,«
h
г
Если известна форма кривой сигнала U(tj, то известны и со-
отношения между t/cp, Um и t/д. Так, например, для синусои-
дального сигнала
i/д = (/т/ /2 И UCp = 2/Л Uпт*
Однако при произвольной форме кривой U(t) определенные
соотношения между t/cp, Um и t/д, хотя и существуют, но зача-
стую могут быть неизвестны. Для характеристики различных
—форм“колебаний применяют следующие величины:
- 1)- коэффициент амплитуды
Ра — Um/Ujn *,
2) вероятность превышения мгновенным значением шума
- его "действующего значения. Если время фиксировано, то веро-
ятность пропорциональна проценту времени, в течение которого
мгновенное значение превышает действующее значение, причем
этот процент-времени усредняется по всем возможным реализа-
циям шумовой функции;
3) коэффициент формы
Рф — UjJUcp*
Для синусоидального напряжения
~1,ц .
2^т/Л.
32
Многие электронные измерители уровня сигнала дают пока-
зания, близкие к среднему значению измеряемого напряжения
на выходе линейного детектора. В общем виде среднее значение
непериодического сигнала можно рассчитать по формуле:
00
l/cp=J UmP(Um)dUm,
О
где t/cp — среднее значение напряжения; L/m — мгновенное
значение; P(Um) —распределение вероятностей мгновенных зна-
чений, выпрямленного напряжения.
Для «нормального» шума среднее значение сигнала связано
с действующим значением через коэффициент формы F$ сле-
дующим образом:
F$ = 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 си-
нусоидальном напряжении, то для «нормального» шума измери-
тель среднеквадратичных значений будет давать показания на
1,05 дб больше, чем линейный измерительный прибор [20]. Та-
кая точность в большинстве случаев оказывается совершенно
достаточной. Поэтому при измерении биоэлектрических потен-
циалов можно с определенными допущениями не делать разли-
чий между измерителями средних и среднеквадратичных значе-
ний.
Следует отметить, что при сравнительной калибровке при-
боров этих двух типов всегда добиваются того, чтобы они дава-
ли одинаковые показания на синусоидальных сигналах. Обычно
при анализе биоэлектрических сигналов пользуются измери-
тельными приборами, прокалиброванными на синусоидальном
сигнале. Учитывая это, приведем данные по соотношению сиг-
налов на входе и выходе фильтра в зависимости от постоянных
разряда и заряда конденсатора фильтра, а также времени ана-
лиза исследуемого процесса [135].
Так, для синусоидального сигнала зависимость заряженно-
сти конденсатора фильтра г)о=^вых/^вх в установившемся режи-
ме представлена на рис. 6. Из этих кривых видно, что напряже-
ние на конденсаторе сильно изменяется в зависимости от отно-
шения сопротивления разряда /?р к сопротивлению заряда R3.
Среднее значение напряжения на конденсаторе (0,636 t7m) будет
получено при отношении 7?р//?3 равном 6 в случае двухтактного
выпрямления.
Измерение биоэлектрических потенциалов предъявляет оп-
ределенные требования к измерительным приборам с точки зре-
ния 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 при-
мер, показывающий, какая возникает ошибка при измерении
различных по форме сигналов индикатором средних значений
[52].
Рис. 6. Зараженность конден-
сатора фильтра в зависимости
от соотношения сопротивления
1 — двухтактный детектор;
2 — однотактный детектор
Пусть показания такого индикатора для отрезка синусоиды
и колебаний треугольной формы равны. Тогда соответственно:
Ucp. синус = 2kUm/ivf и ср. треуг. — kh/2.
Если-по условию средние значения равны, то
Следовательно, в этом случае пиковое значение колебания тре-
угольной формы будет в 1,27 раза больше, чем пиковое значе- i
ние отрезка синусоиды. Поэтому для оценки индикаторов вво- ;
дятся также и временные характеристики. В настоящее время i
эти характеристики распространены для измерения такого не- ]
стационарного сигнала, каким является радиовещательный сиг- ;
нал. |
Представляется наиболее целесообразным использовать ос-
новные параметры индикаторов уровня радиовещательных сиг- I
налов применительно к измерению электромиографических сиг- |
налов. Такими показателями являются: |
1) время интегрирования /и — длительность одиночного сиг-1
нала с прямоугольной огибающей, при которой указатель при-1
бора перемещается из начального положения до положения 80% |
от максимального отклонения при стационарном сигнале того же *
уровня;
2) время срабатывания /Ср — время, которое должно пройти ^
после включения сигнала заданного уровня для того, чтобы;
указатель достиг с требуемой точностью стационарного откло*|
нения; ...
34
3) время возврата /в — время, необходимое для уменьшения
показаний прибора на 26 дб (в 20 раз) после выключения сиг-
налов.
Если известны параметры фильтра (сопротивления заряда
и разряда, величина емкости конденсатора), то можно опреде-
лить закон изменения напряжения на конденсаторе [135]. Его
удобно выразить через /3 — время, в течение которого конден-
сатор зарядится до определенного значения ц = [/о/[/т. Зависи-
мость /3 от заряженности ц и постоянной заряда конденсатора
Тз приводится ниже:
0,60 0,70 0,80 0,90 0,95
Цп
/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 сгла-
живания (усреднения) по времени или по ансамблю реализаций.
Практически при усреднении выделяется огибающая случайно-
го процесса, причем в зависимости от параметров фильтра она
по-разному отражает исследуемый процесс.
Регистрация огибающей биопотенциалов широко использует-
ся при исследованиях двигательных актов, но главным образом
она используется как параметр управления в биоэлектрических
системах. Однако в исследованиях, ставивших своей целью по-
лучение количественной оценки интенсивности биоэлектриче-
ских колебаний, была отмечена необходимость более точного и
определенного критерия. Применение при записи огибающей сгла-
живающих фильтров приводит к тому, что некоторые характер;
ные особенности ЭМГ выпадают из анализа и, кроме того, вы-
деление огибающей, как было показано выше, зависит от пара-
метров 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
о чем она часто рассматривается как мера определения суммар-
ной биоэлектрической активности. ->
Для автоматизации этих измерений был разработан целый
РЯД приборов, которые обычно называют интеграторами.
Пассивные и активные RC интеграторы позволяют произво-
дить достаточно точные измерения. Однако эти измерения яв-
ляются однократными. Чтобы увеличить время интегрирования,
приходится значительно увеличивать постоянную времени, а это
м°жет привести к уменьшению чувствительности устройства [96],
35
2*
Рис. 7. Принципиальная схема
интегратора В. А. Кожевникова
Кроме этого, постоянное
интегрирование такого бы-
строменяющегося процесса,
каким является ЭМГ, не
дает возможности анализи-
ровать отдельные ее участ-
ки. Поэтому практическое
распространение получили
интеграторы, показания ко-
торых автоматически реги-.
стрируются и сбрасываются.
Из них наиболее распро-;
страненными являются та- '
кие, в которых площадь кри-.
вой биопотенциалов преобразуется в импульсы, в одном случае
амплитуда которых пропорциональна площади кривой, в дру-
гом— частоте следования импульсов. Их решения рассматри-,
ваются в работе В. А. Кожевникова и Р. М. Мещерского [99]. \
Интегратор, разработанный Кожевниковым с преобразова-
нием площади кривой в частоту следования импульсов, предна-
значен для измерения суммарной биоэлектрической активности. ।
Рассмотрим принцип действия такого интегратора (рис. 7). Из-'
меряемые биопотенциалы выпрямляются двухполупериодным
выпрямителем и поступают на сетку лампы Ль которая являет-
ся зарядным пентодом, работающим в режиме, обеспечивающем ।
линейную зависимость между анодным током и напряжением I
на сетке. Начальный ток ее уменьшается до малых величин no- I
дачей регулируемого отрицательно смещения на первую сетку J
(положительного напряжения в цепь катода) с помощью conpo- j
тивления R2 и переменного сопротивления Благодаря выбо- t
ру большой величины зависимость анодного тока /а от на- i
пряжения на управляющей сетке С/д становится более линейной. *
С помощью этого сопротивления можно также регулировать *
крутизну этой характеристики.
Стабилотрон Л3 поддерживает постоянный уровень на эк-
ранной сетке пентода и на сетке тиратрона Л2. В качестве нако-
пительного элемента счетчика служит конденсатор С, заряжаю-
щийся через пентод Л\ при подаче на его управляющую сетку
выпрямленного измеряемого сигнала. Таким образом, величи-
на накопившегося на конденсаторе заряда пропорциональна
амплитуде и времени действия измеряемого напряжения. При
достижении определенного напряжения на обкладках конден-
сатора тиратрон зажигается и происходит разряд емкости. Чем
выше биоэлектрическая активность исследуемого процесса, тем
скорее накопится на конденсаторе необходимый для срабатыва-
ния тиратрона заряд и тем чаще будут происходить разряды
тиратрона, причем каждому разряду соответствует совершенно
определенное количество энергии, накопленной конденсатором.
36
сжигание тиратрона приводит к срабатыванию импульсного
электромеханического счетчика Р. Устройство в определенных
пределах имеет линейную зависимость между частотой следо-
вания импульсов тиратрона и величиной подаваемого на вход
напряжения.
Аналогичный интегратор, но рассчитанный для оценки элект-
рической активности мышц, разработан А. Я. Сысиным [183].
Этот интегратор был использован не только для электрофизио-
логических исследований, а также как формирующее и управ-
ляющее устройство в первых макетах биоэлектрических проте-
зов. Результаты работы интеграторов выражаются в единицах,
отражающих как напряжение, так и время действия сигнала
{в мкв-сек). Эта величина характеризует «электрическую» пло-
щадь, заключенную между нулевой линией и кривой биопотен-
циалов. Отнесенная ко времени измерения, эта величина соот-
ветствует среднему напряжению входного сигнала.
СООТНОШЕНИЯ МЕЖДУ ЭЛЕКТРИЧЕСКОЙ АКТИВНОСТЬЮ МЫШЦЫ
И РАЗВИВАЕМОЙ ЕЮ СИЛОЙ
Большой круг задач, в решении которых плодотворно ис-
пользуются принципы биоэлектрического управления, сводится
к управлению внешними источниками энергии, призванными
заменить мышцы как источник силы. Такая замена может ока-
заться необходимой в двух случаях:
1) при частичной утрате мышечной силы (парез) или ампу-
тации; 2) для увеличения силовых возможностей человека пу-
тем создания так называемого «усилителя мышечной силы».
В том и другом случае естественно стремиться к тому, чтобы
исполнительное устройство реагировало на управляющие воз-
действия (биопотенциалы) таким же образом, как реагирует
нормальная мышца на приходящие к ней импульсы возбужде-
ния. Для этого необходимо располагать сведениями о тех зави-
симостях, которые связывают биоэлектрический и ме-
ханический эффекты активации нормальной мышцы.
Интерес к соотношению величины ЭМГ и силы (I/P), разви-
ваемой мышцей, возник давно и обусловлен стремлением полу-
чить возможность определять по ЭМГ степень участия разных
мышц в движении. Подавляющее большинство движений чело-
века и животных — это движения вращательные, и при анализе
этих движений мы фактически имеем дело с моментами мьпйеч-
ных сил. Развиваемый мышцей момент зависит от силы и плеча
се приложения. Сила мышцы, в свою очередь, определяется
следующими факторами: размером мышцы — поперечным сече-
нием, проходящим через все мышечные волокна (физиологиче-
ский поперечник мышцы); уровнем возбуждения, длиной мыш-
ИЫ, скоростью изменения длины.
37
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 частности, при
утомлении) эти два показателя изменяются разнонаправленно.
Эти данные, однако, не были подтверждены в более поздней ра-
боте Фултона [310], показавшего в 1925—1926 гг., что по мере
развития утомления величина биопотенциалов и степень напря-
жения мышцы прогрессивно уменьшаются.
В 1924 г. Уотс [488], исследовавший соотношение между био-
потенциалами 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 ис-
следований Луфбороу [385]. Он показал, что при прямом раз-
дражении передней большеберцовой мышцы у наркотизирован-
ной кошки или при раздражении этой мышцы с нерва изменения
биоэлектрического и механического ответа мышцы неоднозначны.!
При раздражении двигательной зоны коры между величиной изо-1
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 значитель-
ных 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 электри-
ческими и механическими феноменами мышечного сокращения. *
Экспериментальная разработка этого вопроса связана с рабо-1
той Гааса [328], Вахгольдера и других [489, 490]. Гаас регистри- J
ровал токи действия дельтовидной мышцы в условиях изомет- *
рического напряжения. При этом оказалось, что увеличение на-;
пряжения мышцы сопровождается увеличением амплитуды био- i
потенциалов. Сходные данные сообщили Вахгольдер [489, 490], :
Джекобсон [356], Инман, Саундерс и Аббот [348] в исследовани- :
ях мышц плечевого пояса, которые установили зависимость •
между электрической активностью и развиваемым мышцами на-
пряжением. Эта зависимость, по их данным, нелинейна. В здо- ;
ровых мышцах прирост величины биоэлектрической активности
38
отстает от прироста силы. Близкую к линейной зависимость no-
пучили Демпстер и Вайнерти [287] при одновременном исследо-
вании пяти сгибателей и пяти разгибателей кисти.
Начиная с 1950 г. этот вопрос подвергается довольно интен-
сивной разработке. В том же году Байер и Флехтенмахер [240]
сообщили, что при изометрическом сокращении существует па-
раллелизм 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 цитирован-
ных выше работах в качестве показателя величины биоэлектри-
ческой активности принимались амплитуды биопотенциалов, а
Рис. 8. Зависимость интегриро-
ванной ЭМГ от величины уси-
лия мышцы в изометрическом
режиме (данные Липполда).
в работе Липполда — сумма площадей положительных и отри-
цательных зубцов ЭМГ (интегрированная ЭМГ).
Липполд детально изучил зависимость между силой произ-
вольного изометрического сокращения икроножной мышцы и
площадью электромиограммы, отводимой поверхностными
электродами. Сила мышцы регистрировалась с помощью дина-
мометра и находилась в пределах от 4,5 до 45 кг. Для различных
градаций усилия регистрируемая электромиограмма интегриро-
валась с помощью планиметра. На рис. 8 приведена получен-
ная Липполдом зависимость между интегрированной электро-
миограммой и напряжением мышцы при изометрическом сокра-
щении. Здесь две кривые относятся к двум экспериментам над
одним испытуемым. Результаты исследований показывают, что
при определенных условиях эксперимента между интегрирован-
ной электромиограммой и напряжением существует линей-
ная зависимость. Наибольшие отклонения от линейной зависи-
мости наблюдались при напряжениях, близких к макси-
мальным.
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 линей-
ную зависимость.
39
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. Уче-
величины биоэлектрической активности осуществлялся с по
мощью специально разработанного электронного интегратора
Во всех исследованиях наблюдалась близкая к линейной зави
симость между электрической активностью мышц и величине]
развиваемых ими усилий в диапазоне от минимальных нагрузо]
до нагрузок, составляющих 0,5—0,6 максимума. В зоне большие
нагрузок наблюдалось более или менее значительное отклоне
ние суммарного электрического эффекта от линейной зависи-
мости.
По данным Като и Оказаки [368], зависимость между огиба
ющей ЭМГ двуглавой мышцы плеча и ее механическим эффек
гом при удержании предплечья под прямым углом к плечу ли
нейна 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. Витензонз
[42]. Приведенные данные получены в исследованиях, когдг
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 эту
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 площади
ЭМГ и работы при сгибании и разгибании предплечья в локте-
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 может
создаться впечатление, что по величине электрической активно-
сти мышц можно определять величину развиваемой ими силы.
Напомним, что поиски этих соотношений были предприняты
главным образом для того, чтобы сделать электромиографи#
количественным методом в исследованиях мышечной активно-
сти. 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 уП'
равляющие команды может иметь одни характеристики. Дл*
40
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 опреде-
ленных условиях. Если характеризовать соотношение I/P углом
наклона кривой на графике (см. рис. 8), определенном для изо-
метрических условий, то окажется, что этот угол изменяется
у одного и того же испытуемого в разных экспериментах, не-
одинаков 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 элект-
рической активностью двуглавой и трехглавой мышц плеча и
развиваемыми этими мышцами усилиями имеется нелинейная
зависимость, близкая к квадратичной.
Нелинейная зависимость была также получена в исследова-
ниях А. Н. Бравичева [29]. Из графика, построенного в относи-
тельных единицах (рис. 9), следует, что средняя величина био-
электрической активности (измеренная с помощью электронно-
го интегратора) отклоняется от линейной зависимости тем боль-
ше, 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. Хо-
рошо известно, что при одном и том же уровне возбуждения раз-
виваемая 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 откло-
нения зависят от изменений длины мышц. В этой связи специ-
альный интерес представляют данные Инмана, Ралстона и со-
авторов [349], Ралстона [425], полученные путем прямого изме-
1 Объяснение этого факта автор связывает с возрастанием тремора мы’Шцы.
При удержании больших нагрузок значительно возрастает динамическая
компонента, связанная с движением руки. Следовательно, возрастает и доля
электрической активности за счет увеличивающейся величины тремора. По-
этому к электрической активности мышцы при больших усилиях, связанных
С постоянным удержанием груза, добавляется динамическая компонента,
увеличивающаяся с ростом нагрузки, что приводит к увеличению амплиту-
ды и, следовательно, площади биопотенциалов.
41
Усилие, отн ед
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
1 — 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 длины, суще-
ственным образом сказываются на характере отношения I/P.
Поскольку длина мышцы при ее сокращении изменяется, то на
соотношение IIP будет влиять еще и то обстоятельство, что
при укорочении мышцы ее брюшко перемещается, изменяя по-
ложение отводящих электродов, а следовательно, и величину от-
водимых ими биопотенциалов. Определенные отклонения соот-
ношения IIP имеют место в зависимости от величины развивае-
мых 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 IIP 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] пока-
зали, что соотношение IIP со временем нарастает.
По данным Эдвардса и Липполда, при утомлении сохраняется
линейный характер отношения Z/Л а изменяется лишь коэффи-
циент пропорциональности [296]. Изменение в соотношение IIP
может вносить также неучитываемая активность антагониста.
Как показали исследования Боттомли с сотрудниками [260],
при увеличении электрической активности сгибателя локтя на-
растает активность разгибателя. По их данным, активность ан-
тагониста составляет в среднем 10—15% от активности агониста.
Из этих данных следует, что при получении соотношений //Р
42
веЛичина Р — не только внешнее сопротивление, преодолевае-
мое агонистом, но еще и сопротивление антагониста.
Еще одним фактором, сказывающимся на соотношении I/P,
является то, что разные мышцы одного и того же сустава раз-
вивают 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 Браги-
на [337] было показано, что внутренняя и наружная головки
икроножной мышцы активны при одних положениях стопы в го-
леностопном суставе, в то время как активность камбаловидной
мышцы наиболее отчетливо проявляется в другом угловом диа-
пазоне.
Приведенные примеры свидетельствуют о том, что при реги-
страции ЭМГ одной мышцы при механическом эффекте, разви-
ваемом группой мышц, выявить Истинное соотношение I/P за-
труднительно. Это может служить причиной расхождений ре-
зультатов, полученных разными авторами.
Для целей управления относительно простыми биоэлектриче-
скими системами и к тому же с ограниченным числом управляю-
щих 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 биоэлектриче-
ских 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, на-
пример, с увеличением сопротивления возрастает латентное вре-
мя, уменьшается начальная скорость, а также амплитуда уко-
рочения.
Естественно ожидать, что в изотоническом режиме с увели-
чением скорости движения, т. е. с увеличением скорости укоро-
чения мышцы ее сила будет падать. Следовательно, при по-
стоянной силе, но переменной скорости переменным также будет
отношение I/P. В самом деле, ряд авторов показывают, что при
изотоническом режиме отношение I/P значительно сложнее, чем
в изометрическом режиме.
Определенные зависимости между электромиограммой, на-
пряжением мышцы и скоростью можно предсказать уже на ос-
43
новании уравнения Хилла [339]. Липполд [381] модифицировал
это уравнение следующим образом. Если в уравнение Хилла
подставить вместо максимальной величины силы PQ пропорци-
ональную ей величину kA, 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 V/Vo уравнение примет
следующий вид:
/гА =рГ1 + £-(1 + -У|. (2>.
Как видно из уравнения (2), при низких скоростях укороче-
ния мышцы и при P = const электрическая активность является
линейной функцией скорости.
В более общей форме эта зависимость примет форму:
(V / 1 \ V2 / 1 \ >
1 + (1+ “ )+ “7 (1 Н-)+••• (3)
v о \ п / у2 \ nJ |
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-
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
определения зависимости между интегрированной электромио-
граммой и изменением скорости сокращения или удлинения
мышцы при постоянных нагрузках Р, прикладываемых к мыш-
це и лежащих в диапазоне 3—75 кг.
Как следует из рис. 11,5, приведенного в этих исследованиях,,
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-
ду величиной биоэлектрической активности и импульсом силы.
Бюссе и Гюбель [267] исследовали зависимость между пло-
щадью ЭМГ двуглавой и трехглавой мышц плеча и максималь-
44
Рис. 11. Зависимость интегрированной ЭМГ
А— от усилия при двух (/, 2) различных постоянных скоростях укорочения мышцы;
5 — от различных скоростей укорочения (3) и удлинения (4) мышцы
ним 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 изометри-
ческом и изотоническом режимах мышечного сокращения име-
ются определенные соотношения между активностью мышцы и
ее электромиограммой. Однако эти соотношения подвержены,
изменениям, поскольку они определяются влиянием многих
переменных. Хотя в большинстве случаев увеличение электри-
ческой активности сопровождается увеличением мышечной си-
лы, однако количественное определение по ЭМГ таких механи-
ческих параметров движения, как действующие силы, скорости,
работа,— затруднительно или возможно лишь в строго опреде-
ленных 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 боль-
ше облегчается при введении в эти системы каналов обратной
связи.
Более сложно дело обстоит в случаях построения много-
функциональных 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 активно-
сти и формирования управляющих команд на основе выделения
электромиографических признаков, отличающих данное движе-
ние от другого. Учет изометрических и изотонических соотно-
шений I/P будет играть и в этих задачах важную роль.
45
СПОСОБЫ ВЫДЕЛЕНИЯ ИНФОРМАЦИИ ИЗ ЭМГ
ПРИМЕНИТЕЛЬНО 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 предва-
рительной 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, кор-
реляционные характеристики и др.
Мы рассмотрим только те способы обработки ЭМГ, которые
могут быть использованы в системах биоэлектрического управ-
ления. Заметим, что сами способы обработки ЭМГ в значитель-
ной степени определяются задачами управления. В настоящее
время наибольшее распространение получили БЭСУ, предназ-
наченные для управления протезами и ортопедическими аппа-
ратами, частично восполняющими утраченные в результате ам-
путации или заболевания двигательные функции человека. На-
ряду с задачами восстановления поврежденных двигательных
функций возникают задачи другого класса, которые в общем
виде состоят не в возмещении утраченных двигательных функ-
ций, а.в получении новых двигательных возможностей, которы-
ми не располагает здоровый человек.
Естественно, что оба основных направления в создании
БЭСУ требуют применения только таких способов обработки
ЭМГ с целью выделения командных сигналов, которые, отлича-
ясь оперативностью, позволяют получить необходимые информа-
тивные признаки сигнала. Уже простое выпрямление электро-
миографического сигнала является элементарным приемом об-
работки электромиограммы, но еще недостаточным в большин-
стве случаев для получения требуемого параметра управления,
поскольку в сигнале сохранены нерегулярности, которые могут
привести к нестабильной работе исполнительного механизма.
1(ля устранения этой нерегулярности используются приемы по-
лучения огибающей биопотенциалов (выпрямление и сглажи-
вание фильтрующим элементом). Сглаживание выпрямленных
биопотенциалов позволяет получить устойчивый, медленно ме-
няющийся сигнал для управляющей системы. Этот параметр
ЭМГ можно считать одним из наиболее информативных, по-
скольку между интегрированной электромиограммой и механи-
ческими характеристиками мышцы имеются определенные и хо-
рошо изученные зависимости. Поэтому для целей биоэлектриче-
ского управления в большинстве случаев используются именно
эти зависимости, а обработка биопотенциалов ведется в на-
46
правлении выделения величины, пропорциональной среднему
или действующему значению амплитуды биопотенциалов.
Существенным вопросом является выбор времени сглажи-
вании ( интегрирования). Слишком большое время сглажива-
ния приводит к увеличению задержки и ухудшает качество
отслеживания команд. Небольшая величина времени сглажива-
ния приведет к ухудшению условий управления, к срабатыва-
нию ме?;анизмов в такт с отдельными флюктуациями (выброса-
ми) электромиограммы. Желательно получить общую постоян-
ную времени системы управления, такую, которая была бы
близка задержкам, возникающим в естественных системах, г. е.
приблизительно равной 0,1 сек. В силу этих особенностей прак-
тически все без исключения исследователи, занимающиеся био-
управлением, 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 значе-
ния амплитуды биопотенциалов, соответствующих увеличению
мышечного напряжения, возрастает также и величина перемен-
ных составляющих, которая будет определяться качеством сгла-
живания. Иными словами, постоянному мышечному напряже-
нию будет соответствовать огибающая ЭМГ, имеющая опреде-
ленную 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 качест-
во управления. Даже постоянные времени сглаживания в 200—
300 мсек не подавляют полностью флюктуации огибающей
ЭМГ. Поэтому при разработке биоэлектрических систем и осо-
бенно следящих систем, динамику которых стараются прибли-
зить к динамике руки человека, вопросы обработки ЭМГ реша-
ются специальным образом. В качестве примера рассмотрим
управление моделью искусственной руки, разработанной в кли-
нике «Сент-Томас» (Англия) [260].
Пациент может перемещать рукоятку, которая растягивается
пружинами вверх и вниз (рис. 12). При ее перемещении вслед-
ствие сокращения двуглавой или трехглавой мышцы плеча воз-
никают биопотенциалы, которые поступают в сервопривод ис-
кусственной руки. Трудность, связанная с непостоянством ЭМГ,
была преодолена следующим образом. Если использовать ли-
нейную характеристику следящей системы, соответствующую
кривой АВ рис. 13, то из-за флюктуаций в ЭМГ, которые возра-
стают по мере напряжения мышцы, искусственная рука может
получить непроизвольные смещения. Флюктуации ЭМГ можно
сгладить интегрирующей цепочкой, однако это приведет к за-
медлению в ответе искусственной руки при больших перемеще-
ниях. Поэтому была введена так называемая зона нечувстви-
тельности, показанная на рисунке и ограниченная кривыми CD
47
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 нечувствительно-
сти происходит механическим способом с помощью кулачка и
потенциометра (см. рис. 12). При движении искусственной ру-
ки потенциометр, расположенный на оси электродвигателя, из-
меняет пороги диодных ограничителей. Тем самым с увеличени-
Рис. 12. Блок-схема следящей био-
электрической системы управле-
ния
1 — усилители биопотенциалов;
2 — фазоинвертор;
3 — операционный усилитель;
4 — нелинейный фильтр;
5 — усилитель мощности;
6 — электродвигатель;
7 — потенциометр обратной связи;
8 — кулачок и потенциометр для изме-
нения зоны нечувствительности не-
линейного фильтра;
9 — протез
ем угла поворота потенциометра увеличивается зона нечувстви-
тельности приблизительно так же, как показано на рис. 13.
Ширина этой зоны и ее изменение с ростом напряжения мышцы
выбраны на основании физиологических исследований. Иссле-
дования показали, что при небольших перемещения?: модель
искусственной руки хорошо отслеживает движение здоровой ру-
ки человека. Позже Боттомли для этих целей предложил чисто
электронный регулятор — «autogenic backlash unit» [264], пред-
ставляющий собой нелинейный фильтр, принципиальная
схема которого показана на рис. 14, А, Выпрямленный сигнал
сглаживается цепочкой Я4, С2 и заряжает емкость через
транзистор Т1 практически до потенциала, возникающего в точ-
ке Л. Потенциал в этой точке определяется делителем, состоя-
щим из резисторов Яь Яг, Яз- Разряд емкости Ci может осуще-
ствляться только через цепь коллектор — эмиттер транзистора
Т2. Однако до тех пор пока напряжение на емкости более от-
рицательно, чем потенциал в точке В, разряда емкости не про-
исходит. Если же потенциал в точке В становится по абсолют-
ной величине меньше потенциала емкости, то транзистор Т2 от-
крывается и емкость начинает разряжаться до тех пор, пока не
уравняется потенциал емкости С] и точки В. Таким образом,
в зависимости от подбора резисторов Яг и Яз можно изменять
зону амплитуд флюктуаций, которые не будут выявляться на
фоне сглаженной ЭМГ. Рис. 14, В показывает пример обычного
сглаживания ЭМГ с помощью ЯС фильтра (верхняя кривая) и
сглаживания с использованием описанной схемы (нижняя кри-
вая) .
48
Двуглавая
Рис. 13. График, поясняющий
выбор зоны нечувствительности
При выделении огибающей
ЭМГ
Рис. 14. Принципиальная схема
нелинейного фильтра (Л) и ос-
цилограммы (5), отражающие
сглаживание ЭМГ обычным
фильтром (/) и нелинейным
фильтром (2)
Помимо выделения величины, пропорциональной среднему
значению биоэлектрической активности, применяется способ вы-
деления сигнала, пропорционального среднеквадратичному зна-
чению. Для этих целей используются известные в технике цепи
и устройства. Другим информативным параметром, который
можно было бы использовать для управления, является выде-
ление усредненного значения частоты следования отдельных
импульсов интерференционной ЭМГ, которые превышают неко-
торый заданный порог по амплитуде. Во многих работах иссле-
довалось количество зубцов в суммарной электромиограмме,
подсчитывались все переходы потенциала через изолинию и т. п.
для использования в качестве показателя физиологического со-
стояния двигательного аппарата.
Еще в 1926 г. Гаас [328] отмечал, что частота ЭМГ с увели-
чением усилия возрастает скачком, не выявляя при дальнейшем
увеличении усилия однозначных изменений. Аналогичный ре-
зультат 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 зависи-
мость от величины усилия. Подтверждение этих данных имеется
в работах Бергстрома [248].
В исследованиях В. С. Гурфинкеля было показано, что ча-
стота лишь незначительно увеличивается при небольших нагруз-
ках, а затем устанавливается на почти постоянном уровне [60].
Эти данные совпадают с результатами цитированных работ
49
Гааза, Демстера и Файнерти. Нагрузка руки весом в 0,5—~
1 кг приводит сразу к появлению ритма с частотой 130—
150 имп/сек. Дальнейшее увеличение нагрузки ведет к умень-
шению частоты. Аналогичные результаты были получены позже
в работе Р. С. Персон и В. М. Кушнарева [141].
Таким образом, между средней частотой следования коле-
баний 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 следова-
ния колебаний, пересекающих этот порог, то зависимости ока-
жутся 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 выделе-
ния информации легче отдифференцировать сигналы ЭМГ от по-
мех и артефактов.
Из работы Исидори и Николо [354] можно аналитически
представить усредненное значение частоты следования потенци-
алов как:
Uf = г 5 —26~tl^dx *
1 i-T i-1
где f(t—т)—весовая функция фильтра, обычно принимаемая
равной 1; б(/)—импульсная функция; 0 и г — соответственно'
моменты времени и число переходов «положительной» произ-
водной биоэлектрического сигнала порога S. Приведенная те-
ми же авторами экспериментальная зависимость между часто-
той следования потенциалов и напряжением мышцы, хотя ока-
зывается 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 раз-
гибателей пальцев и средней частотой следования импульсов,
пересекающих уровни сигнала, соответствующие десяти поро-
гам. Пороги выбирались от изолинии до величины, равной мак-
симальному значению амплитуды. Графики зависимости сред-
ней частоты от усилия при различных уровнях порога представ-
лены на рис. 15. Из графиков следует, что, по мере удаления по-
рога S от изолинии, зависимость становится более линейной и
в области порогов, равных 30—50% от значения максимальных
амплитуд, динамический диапазон наибольший, а максималь-
ная 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].
50
Таким образом, можно подчеркнуть некоторые особенности
выделения средней частоты пересечения потенциалов опреде-
ленного порога, лежащего выше изолинии:
во-первых, такой способ выделения информации представля-
ется в какой-то мере универсальным, так как может использо-
ваться как при обработке сигналов от отдельных ДЕ, так и при
обработке интерференционной ЭМГ;
Рис. 15. Зависимость частоты
(f) выбросов ЭМГ от величи-
ны развиваемого мышцей уси-
лия (F) при различных уров-
нях 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 выра-
зить следующим образом:
где
т(т) = 4 + Tsing[t/^—
£ &
***•
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 интегрирую-
щую цепочку RC (ключ в положении /), постоянная времени
которой выбрана такой, как и для получения усредненной вели-
чины амплитуды сигнала. В этом случае показания прибора про-
51
Рис. 16. Блок-схема устройства для
выделения различных информатив-
ных признаков из ЭМГ
1 — усилитель биопотенциалов; |
2 — триггер Шмидта; |
3 — ждущий мультивибратор; j
Кл — переключатель; ;
ЭМГ:
а — натуральная;
б — преобразованная триггером Шмид- •
та (Ut );
в — огибающая импульсного сигнала Ut\. у
г — преобразованная ждущим мульти-
вибратором (С7/);
д — огибающая импульсного сигнала U#
порциональны времени, в течение которого амплитуда биопотен-
циалов превышает установленный порог. По данным авторов,
этот параметр имеет определенные преимущества, по сравнению
с перечисленными выше, так как при его использовании дости-
гается наиболее, линейная зависимость между усилием мышцы
и электрической величиной, характеризующей это усилие.
Учитывая, что зависимость между усредненными значения-
ми частоты и производной у(т) аналитически выражается в виде
t'-T
которая позволяет экспериментально получить значение (7/ с по-
мощью того же прибора, блок-схема дополняется ждущим муль-
тивибратором, запускающимся от триггера Шмидта. Короткий
импульс мультивибратора можно рассматривать как производ-
ную значения у(т), поэтому показания прибора в данном слу-
чае будут пропорциональны частоте выбросов пиков ЭМГ.
Э. И. Пламм и Г. Д. Ройфман [145] получили количественные
зависимости между усредненным значением времени превыше-
ния 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 изме-
нения 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-
52
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 управ-
лять частотой разряда исследуемой ДЕ. Позднее Басмаджяи
[237], И. М. Гельфанд и соавторы [48а] получили сходные дан-
ные. Конечно, речь идет не о том, что человек может избира-
тельно активировать один-единственный мотонейрон (соответ-
ственно одну-единственную ДЕ). Пользуясь зрительным или слу-
ховым контролем, человек может довольно быстро научиться
произвольно активировать некоторое количество ДЕ, среди ко-
торых находится и та, за чьей работой он следит с помощью зри-
тельной или слуховой обратной связи.
Частота следования импульсов ДЕ фактически отражает ча-
стоту работы мотонейронов. В связи с этим казалось бы удоб-
ным использовать для управления электрическую активность
отдельных ДЕ, предварительно преобразовав их в прямоуголь-
ные импульсы постоянной длительности. Такого рода предложе-
ния содержатся в ряде публикаций [237, 429, 469]. Если не рас-
сматривать случаев глубоких переднероговых поражений спин-
ного мозга (полиомиелит), где активность отдельных ДЕ явля-
ется 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 качест-
ве управляющих сигналов в системах биоэлектрического управ-
ления:
— достаточно сложна тренировка сознательного управления
частотой следования потенциалов одной ДЕ [465];
— активность данной ДЕ будет воспроизводимой при пов-
торных движениях только при достаточно стабильном сохране-
нии условий осуществления движения [491];
— диапазон изменения частоты следования потенциалов ДЕ
при умеренных уровнях активации мышцы довольно огра-
ничен;
— имеются данные, что существует определенная последова-
тельность включения ДЕ, зависящая от размеров мотонейронов;
(ДЕ). При этом большие ДЕ вступают в работу при больших
усилиях;
— момент включения новой ДЕ является функцией не толь-
ко 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.
53
Таким образом, приведенные здесь различные методы обра-
ботки ЭМГ для целей управления показывают, что наибольшее
распространение получили методы выделения усредненного зна-
чения амплитуды интерференционной ЭМГ. Это объясняется,
в первую очередь, тем, что наиболее полно исследованы количе-
ственные закономерности между средним значением электриче-
ской активности мышц в изометрическом и изотоническом режи-
мах 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 биоэлек-
трического управления будет оптимальной, например с точки
зрения точности и динамики управления.
К сожалению, в настоящее время еще не сформулированы
критерии оптимальности применительно к обработке ЭМГ для
биоуправления. Ясно лишь то, что такой критерий должен за-
висеть от таких параметров, как энергетические характеристики
ЭМГ, характеристики исполнительных механизмов, задаваемого
отношения сигнал/шум и т. д. Некоторые попытки использо-
вать оптимальный критерий для выделения информации рас-
сматриваются в уже цитированной работе [353].
В связи со сказанным выше целесообразно привести выска-
зывание одного из ведущих специалистов в области биоуправ-
-лспия канадского профессора Скотта [445] по вопросам, касаю-
щимся 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 биоэлектрическо-
го сигнала является такая, которая представляет линейную
функцию от мышечного напряжения. Правильный выбор будет,
пожалуй, таким, когда с помощью этой характеристики чело-
век-оператор сможет достичь наилучших результатов в управ-
лении» (стр. 58).
Если в относительно простых системах управления ‘ задача
выделения информации ограничивалась *выделением из ЭМГ оп-
ределенной мышцы того или иного ее параметра (огибающей,
частоты и т. д.), то в многоканальных БЭСУ эта задача услож-
няется. Дело в том, что с увеличением числа каналов управле-
ния падает точность задаваемых командных сигналов, возраста-
ет взаимовлияние и вариативность. Поэтому в многоканальных
системах необходим еще один этап обработки управляющей ин-
формации, назначение которого состоит в выделении из сово-
купности данных об электрической активности разных мышц
таких сочетаний, которые свойственны только этому движению
и не встречаются при других. Такой выбор временных, прост-
ранственных и амплитудных электромиографических характери-
стик получил название биоэлектрического образа движения.
54
Для выделения биоэлектрического образа производится те-
кущая 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 ре-
зультате формируется «матрица движения», которая сопостав-
ляется с заданной. На основе сличения в дешифраторе выраба-
тываются управляющие команды.
Таким образом, исследование параметров и характеристик
биоэлектрических сигналов, их соотношений с мышечным усили-
ем, 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, вы-
делив основные направления: системы биоэлектрического уп-
равления протезами, ортопедическими аппаратами и исследова-
тельскими устройствами; системы биоэлектрического управле-
ния с использованием электростимуляции и системы биоэлектри-
ческого управления, применяемые в технике.
г
Глава III
ИСПОЛЬЗОВАНИЕ БИОПОТЕНЦИАЛОВ
СКЕЛЕТНЫХ 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 глу-
бокой физиологической обоснованности и позволившая
реально поставить на службу увечным могучие ресурсы
современной электроники».
Н. А. Бернштейн [28].
СИСТЕМЫ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОГО УПРАВЛЕНИЯ
ПРОТЕЗАМИ, ОРТОПЕДИЧЕСКИМИ АППАРАТАМИ
И 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 ис-
кусственного дыхания и т. д.
Первое упоминание о возможности использования биопотен-
циалов скелетных мышц для управления протезом относится к
1948 г., когда появилось сообщение, что в Мюнхене Рейтером был
изготовлен макет протеза с биоэлектрической системой управ-
ления [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 некото-
рых 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 исполь-
зования «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 управле-
ния закрытием клешни рабочего протеза. Биопотенциалы отводи-
лись поверхностными электродами от мышц предплечья; место
расположения электродов тщательно подбиралось для уменьше-
ния 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 умень-
шить утомление мышцы и. следовательно, облегчить удержание

56
закрытой клешни, авторы ввели в устройство зону нечувствитель-
ности, исходя из того, что развитие усилия всегда сопровождается;
ЭМГ большей амплитуды, чем удержание этого усилия. Благо-
даря 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 искус-
ственной руки с биоэлектрическим управлением [89, 90].
При создании макета ставилась, в первую очередь, задача —
проверить возможность применения биопотенциалов для управ-
ления уже достаточно сложным устройством. В дальнейшем спо-
соб и устройство биоэлектрического управления были опублико-
ваны в ряде работ [31, 32, 91—93]. В разработанной системе ь-
качестве исполнительного органа (сервопривода) было использо-
вано устройство, управляемое дискретными посылками. Поэтому
для управления огибающая биопотенциалов преобразовывалась-
в дискретные импульсы, частота следования которых в известных,
пределах пропорциональна средней величине амплитуды биопо-
тенциалов ц, следовательно, развиваемому мышцей усилию. Пос-
ле усиления ‘по амплитуде биопотенциалы детектировались, ин-
тегрировались и поступали на вход преобразователя непрерыв-
ных сигналов в частотно-импульсные. В качестве интегратора и
преобразователя использовался электронный интегратор, описан-
ный в главе II. Усиленные по мощности импульсы подавались на;
вход механического устройства. Для управления движением ис-
пользовались биопотенциалы, отводимые с двух мышц-антагони-
стов, и, соответственно, два канала усиления и преобразования,
информации. Поэтому на вход сервопривода поступали две груп-
пы программных сигналов. Сервопривод, реализующий эти прог-
раммы, представлял собой механический шаговый двигатель, ра- ,
ботающий в дифференциальном режиме; его устройство во мно-
гом. напоминало устройство, используемое для станков с про-
граммным управлением [30]. Уже в 1958 г. было разработано и
испытано более сложное устройство — биоэлектрический мани-
пулятор с гидроприводом, обеспечивающее плавное непрерывное
Движение достаточно мощного исполнительного механизма
[92,93].
Несколько позднее, в 1959 г., вопросами биоэлектрического уп-
равления заинтересовались американские специалисты из Кали-
форнийского университета — Велтман, Грот и Лайман. В опубли- .
57
козанном ими отчете «Анализ биоэлектрического управления про-
тезами» [499] описаны предварительные эксперименты, показы-
вающие перспективность такого направления. Однако авторы
подчеркивали и некоторые принципиальные трудности: выделе-
ние полезного сигнала из всей совокупности биоэлектрических
сигналов и создание высокостабильных электронных устройств.
Аналогичные трудности заставили и советских исследовате-
лей специально заняться этими проблемами. Поэтому дальней-
шие исследования были сосредоточены на способах отведения и
обработки биопотенциалов, разработке малогабаритных и поме-
хоустойчивых усилительных устройств, эффективных исполни-
тельных 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 уст-
ройств обратной связи.
Отведение биопотенциалов мышц представляет собой доста-
точно 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 требованиям1.
Существенным является требование изолированного отведе-
ния активности данной мышцы. Выбором площади отводящих
электродов и величины межэлектродного расстояния можно в
некоторой степени повысить их избирательность. При этом, од-
нако, остается такой источник «помех», как электрическая актив-
ность мышц-антагонистов. Между тем для многих естественных
движений характерна одновременная активация мышц-антагони-
стов. И хотя электрическая активность мышцы-агониста значи-
тельно больше той, которая отводится при возбуждении антаго-
ниста, тем не менее последняя служит серьезной помехой для ра-
боты системы управления. Если, например, сгибатель управляет
сгибанием пальцев искусственной кисти протеза, а разгибатель —
ее раскрытием, то в обычной системе управления должна исполь-
зоваться разность электрической активности этих мышц. Очевид-
но, для увеличения эффективности управления нужно свести ак-
тивность антагониста к минимальной. Это удается сделать с по-
мощью специальной тренировки, заключающейся в выработке
навыка раздельного возбуждения управляющих мышц. Сущест-
венные теоретические и практические результаты в этом направ-
лении получены Я. Л. Славуцким и его сотрудниками [169—177,
179]. Исследование первых макетов и разработка физиологиче-
ских предпосылок к использованию усеченных мышц культи для
биоэлектрического управления позволили приступить уже в
1 Интересующихся более глубоко состоянием проблемы по использованию
различных типов электродов для биоэлектрического управления можно ото-
слать, например, к работе Хербертса [336].
58
>958 г. к разработке протеза предплечья с одной парой управляе-
мых движений (сгибание — разгибание пальцев искусственной:
кисти) [94, 222, 223]. Управляющие сигналы отводятся от мышц,
культи предплечья. Большинство этих мышц на культе сохраня-
ется 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 электро-
двигателя. 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 элек-
тродвигателя происходит при подаче на вход одного из каналов-
сигналов 30—40 мкв,
В отличие от первых образцов в описанном протезе примене-
на не пропорциональная система управления, а пороговая (систе-
ма «оп — off»), хотя она не допускает возможности плавного
управления движениями, однако позволяет осуществить дробное^
дискретное управление исполнительными механизмами, завися-
щее 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 пропорцио-
нальной системой управления. В конструкции протеза использу-
ется специально разработанная искусственная кисть с приводным,
устройством, состоящим из двигателя и редуктора и располо-
женным полностью внутри ладонной части кисти. При схвате и
раскрытии пальцев одновременно двигаются первый палец и "блок
четырех пальцев. Редуктор — самотормозящийся и это обеспечи-
вает фиксацию пальцев при схвате. При захвате пальцы кисти
замыкаются в положении щепоти [23]. Отличительной особен-
ностью разработанной кисти является возможность получения
эффекта дожатия — увеличение силы схвата, благодаря подаче в.
электродвигатель нескольких импульсов тока.
59
На рис. 18 показан внешний вид усовершенствованного в про-
цессе промышленного изготовления протеза предплечья образца
1966 г. В этом протезе усилители напряжения смонтированы на
плате совместное электродами, и усилитель мощности располага-
ется в ротационном кольце кисти. Соединение отдельных узлов
осуществляется через расшивочную коробку. За пределами про-
теза остается только источник питания/
Вслед за разработкой протеза предплечья была начата раз-
работка биоэлектрического протеза плеча. Управление таким про-
тезом связано с некоторыми особенностями. При выполнении
естественных движений руки мышцы, управляющие протезом, мо-
гут 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 резуль-
тате 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 мо-
жет осуществляться после непродолжительной тренировки
1171]).
Работы советских специалистов показали возможности созда-
ния промышленных образцов протезов, конструктивно простых и
достаточно надежных в эксплуатации. В Англии, Канаде и ряде
других стран советские биоэлектрические протезы были под-
вергнуты 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 инсти-
тута реабилитации, в котором использована советская электри-
ческая кисть [112, 463]. Тем же Институтом совместно с Восстано-
вительным центром в Торонто, лабораторией исследования и раз-
вития Северной электрической компании в Оттаве разрабатыва-
ются протезы с несколькими управляемыми функциями, причем
биоэлектричёское управление схватом — раскрытием кисти соче-
тается с контактной системой включения и управления ротацией
кисти, сгибанием — разгибанием локтевого и плечевого шарни-
ров. Уже испытаны протезы для бездвуруких (рис. 19). Разрабо-
тан также детский электрический протез для детей с недоразви-
тыми 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)
60
[298, 451, 452, 508]. Узел управления также пороговый, электриче-
ская кисть западногерманской фирмы «Отто Бок». В 1967 г. ав-
стрийская фирма «Viennatone — Horgerate» создала промыш-
ленный образец биоэлектрического протеза предплечья МУОМОТ
д4М2 [217, 509, 510]. В нем применена пороговая система управ-
ления, блок управления выносной и совмещен с источником пи-
тания, кисть фирмы «Отто Бок».
Если в описанных выше протезах используется система управ-
ления, аналогичная советской, и даже заимствованы отдельные
узлы, как в канадском биоэлектрическом протезе, то протез Хор-
на, разработанный в Институте протезирования в городе Верче-
ли (Италия), имеет свои принципиальные особенности [191, 343,
345]. Движение пальцев при схвате осуществляется от биопотен-
циалов, а величина силы схвата регулируется датчиком давления,
расположенным, например, на животе инвалида. Раскрытие паль-
цев 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 пропорцио-
нальным биоэлектрическим управлением [350, 352], отличитель-
ной особенностью которого является способ выделения полезной
информации — средневзвешенного времени превышения биопо-
Рис. 18. Внешний вид серийного
советского биоэлектрического про-
теза предплечья с пороговым уп-
равлением
Рис. 19. Канадский протез плеча
с биоэлектрическим управлением
61
тенциалами наперед заданного порога. Такой метод обработки
управляющих сигналов авторы считают целесообразным (см.
главу II).
Помимо указанных стран интенсивные работы по однофунк-
циональным системам управления ведутся в ФРГ, ГДР и Японии.
Так, в ФРГ создана группа по разработке биоэлектрических про-
тезов [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-4
водов, созданию детских протезов и др. [458]. Фирма «Отто Бок»:
в настоящее время серийно выпускает биоэлектрические проте-
зы, которые отличаются высокой надежностью, небольшими раз-5
мерами электронных узлов, полностью встроенных в протез и’
частично выполненных на интегральных схемах [408]. В ГДР по#
руководством Шелнака и Готце ведутся работы по использова-
нию на практике советских протезов [450]. В Японии в лабора-
тории профессора Судзуки Редзи ведутся исследования одно-
канальной биоэлектрической системы управления. Пока эти
работы находятся в стадии лабораторных исследований [182]..
Естественные движения здорового человека характеризуются
плавностью, точным дозированием развиваемых усилий, напри-
мер при схвате хрупких предметов или предметов различного
веса. Усилия, скорость перемещения и объем движений человек
может изменять в ходе самого движения в соответствии с биоме-
ханической целесообразностью, определяемой предметной зада-
чей 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 сигна-
лы. В дальнейшем для биоэлектрических протезов был разрабо-
тан усилитель мощности с пропорциональным управлением (элек-
тродвигатели включались в мостовые потенциометрические схе-
мы) [149, 159]. За рубежом мостовые потенциометрические схемы
нашли применение в протезах Хорна, Исидори и соавторов, а так-
же в протезах с различными устройствами обратной связи.
Если потенциометрические системы позволяют управлять
скоростью свободного перемещения исполнительных механиз-
мов, 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 им-
пульсного способа управления позволяет в этих случаях улуч-
шить управление искусственной кистью [154, 202, 204].
Принципиальная схема одного из разработанных в ЦНИИ
протезирования и протезостроения усилителей мощности с ча-
62
Рис. 20. Принципиальная схема усилителя мощности с импульсным управле-
. яием для биоэлектрических протезов
стотно-импульсной модуляцией управляющего сигнала показана
на рис. 20. Усиленные по амплитуде биоэлектрические сигналы
(управляющие, например, тактом сжатия пальцев кисти) посту-
пают на вход /, детектируются и сглаживаются цепочкой £>ь D2,
С2, /?i, R2, Яз, 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 при-
водит к увеличению падения напряжения на сопротивлении /?3.
Как только это напряжение станет достаточным для срабатыва-
ния управляемого мультивибратора (транзисторы ППЗ—ПП5),
он переходит в автоколебательный режим работы. Частота следо-
вания импульсов, генерируемых мультивибратором, пропорцио-
нальна 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 направ-
лении осуществляется при появлении сигнала на входе II. В этом
случае срабатывает реле Р2, контакты которого перекоммутируют
подключение электродвигателя к источнику питания. Таким об-
63
разом, в отличие от известных мостовых схем управления, в опи-
санном устройстве коммутация включения электродвигателя осу-
ществляется с помощью реле, а управление скоростью движе-
ния— импульсным преобразователем. Такое схемное решение
позволяет -уменьшить практически до нуля отрицательный эф-
фект взаимовлияния между управляющими мышцами и, следо-
вательно, повысить помехозащищенность устройства. Если в опи-
санном выше способе управления использовано ЧИМ-преобразо-
вание управляющего сигнала, то в разрабатываемом в Харьков-
ском НИИ протезирования, травматологии и ортопедии про-
тезе [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 управле-
ния искусственной кистью, в которой имеется самотормозящийся
редуктор, отличаются той особенностью, что изменение вели-
чины силы схвата может осуществляться как с помощью изме-
нения скважности импульсов преобразователя, так и от продол-
жительности импульсных посылок. Таким образом, в пропорцио-
нальных системах имеются практически два параметра, влияю-
щих на изменение величины силы схвата. Наши исследования
показали, что дозирование времени превышения биоэлектриче-
ских 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 биопотенци-
алов, 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 биопотен-
циалов [408].
Управлением протезами предплечья и плеча не исчерпывают-
ся возможности использования биопотенциалов скелетных мышц
в протезировании. Имеется еще одна довольно обширная область
применения этого принципа — это протезирование больных с оста-
точными явлениями полиомиелита и при параличах другого про-
исхождения. 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 биоэлектри-
ческой активности. В обоих случаях проблемы биоэлектрического
управления аппаратами те же, что и при управлении протеза-
ми,— отведение биопотенциалов, усиление по напряжению, пре-
образование (выделение полезной информации), усиление по
мощности и т. д.
64
Использование здоровых мышц для управления аппаратом ни-
чем не отличается от использования усеченных мышц для управ-
ления 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 восста-
новлению нарушенных функций пораженных мышц, является соз-
дание аппаратов, управляемых от паретичных мышц. Особен-
ностью биопотенциалов таких мышц является их форма, имею-
щая «частокольный вид», причем в зависимости от степени напря-
жения мышцы меняется в основном частота следования (пример-
но от 8—10 до 70 имп1сек)> амплитуда же потенциалов мало из-
меняется [39—41]. Следовательно, единственным управляющим
параметром является частота следования импульсов.
Пожалуй, первыми работами по биоэлектрическому управ-
лению аппаратом кисти являются работы Геддеса, Мура, Спен-
сера и Хофа, опубликованные в 1959 г. и в 1962 г. [314, 315].
В этом устройстве биопотенциалы мышц предплечья управляли
действием миниатюрного соленоида, клапан которого регулиро-
вал подачу газа в пневматический сервопривод, так называемую
искусственную мышцу Мак-Киббена. Эта мышца представляет
собой резиновую трубку, помещенную в стальную или нейло-
новую 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 аппа-
раты [76, 143] и разнообразные аппараты для 'активной меха-
нотерапии [77]. В последнем случае больной с помощью био-
потенциалов управляет электроприводом, который через редук-
тор создает на траверсе возвратно-поступательное движение,
передаваемое на пораженную конечность. Применение в дан-
ном случае биоэлектрического управления позволит наделить
такие аппараты исключительным качеством — возможностью по-
буждать и стимулировать остаточную активность функциональ-
но ослабленных мышц за счет точного дозирования той «помо-
1 Интересно отметить, что еще в 40-е годы в работах Сент-Джиордьи и его
сотрудников [164], изучавших биофизику и биохимию мышечного сокраще-
ния, разрабатывались модели, которые по праву можно называть искусст-
венными мышцами. Среди этих моделей в качестве демонстрационной ис-
пользовалась пневматическая искусственная мышца, наглядно иллюстрирую-
щая геометрические рассуждения авторов по поводу мышечного сокраще-
ния.
3 Биоэлектрическое управление 65
Рис. 21. Аппарат с биоэд
трическим управлением j
парализованных мышц
1 — мышца Мак-Киббена;
2 — электроды;
3 — регулятор низкого давле^
4 — клапаны;
5 — баллон с газом; f
6 — аккумулятор; f
7 — усилитель биопотенциалов?
щи», которую аппарат в данный момент должен оказать больно-
му. Другое устройство этого типа, предназначенное для трени-
ровки пораженной руки ребенка, основано на применении элек-
тромеханических игрушек, управляемых биопотенциалами паре-
тичных мышц [152]. В данном случае путем эмоционального
воздействия стимулируется двигательная активность поражен-
ной конечности.
Интересны попытки использовать биоэлектрическое .управле-
ние 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 сгиба-
ние— разгибание и фиксацию голени в любом положении.
Проведенные исследования показали, что управление колен-
ным сочленением протеза с помощью биопотенциалов мышц куль-
ти бедра принципиально возможно. Инвалид мог при ходьбе без
затруднений сгибать и разгибать голень протеза с помощью гид-
ропривода. Была также проверена возможность подъема по лест-
нице. Оказалось, что подъем на ступеньку высотой до 6 см ин-
валиду легко преодолеть при наступании на нее протезом, сог-
нутым в колене под углом до 20°.
Второй пример — также протез бедра, но с электроуправляе-
мым механизмом коленного сочленения, разработан значительно
позже итальянскими исследователями [220]. Устройство пред-
назначено для замыкания коленного шарнира в фазу опоры и
работает как от биопотенциалов мышц культи бедра, так и от
.микровыключателей, расположенных в пятке и носке искусствен-
ной стопы. Принудительное прекращение сгибания протеза в ко-
ленном шарнире осуществляется инвалидом с помощью непро-
должительного сокращения мышц культи. Короткий импульс
электрической активности приводит к срабатыванию триггера и
включению электромагнитной муфты тормоза. Однако включен-
ная муфта не мешает колену свободно разгибаться. Как только
колено полностью разогнулось, срабатывают переключатели и
муфта выключается. Такое устройство было апробировано на
пяти больных при ходьбе по ровной поверхности, по лестнице и
даже при езде на велосипеде.
Многофункциональные системы управления. Опыт эксплуатации
биоэлектрических протезов рук показал неоспоримое преимуще-
ство этих протезов по сравнению с обычными протезами с меха-
ническими тягами. Однако потенциальные (возможности биоэлек-
трического управления в протезах рук с одним управляемым
движением использованы лишь в незначительной степени. По-
этому дальнейшей задачей является построение функционально
более совершенного биоэлектрического протеза. Так, например,
введение дополнительно в протезе предплечья управляемой рота-
ции кисти (пронация—супинация) позволяет значительно умень-
шить лишние, экономически не оправданные с точки зрения за-
трат мышечных сил компенсаторные движения надплечья и голо-
вы [227].
Рассмотрим различные способы построения биоэлектрических
систем для управления несколькими исполнительными механиз-
мами. К ним, в первую очередь, относятся способы одновремен-
ного и последовательного управлений. Наиболее просто задача
одновременного управления решается путем выбора адекват-
ного соответствия между числом исполнительных механизмов
(ИМ) и числом управляющих команд (мышц). Причем, так как
исполнительные механизмы, как правило, являются реверсивны-
ми, то для управления каждым из них требуется два командных
сигнала (две мышцы), обычно являющиеся антагонистами *.
В этих системах каждая пара мышц управляет своим ИМ неза-
висимо от состояния других мышц и, в свою очередь, не оказы-
вает влияния на работу других ИМ. Системы позволяют управ-
лять всеми движениями одновременно, последовательно или в
любых комбинациях. При выборе управляющих протезом мышц
исследователи прежде всего руководствуются принципом функ-
циональности— 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 пред-
плечья), а для управления пронацией и супинацией — соответ-
ственно пронатор и супинатор или разгибатель кисти [172, 177].
В этих случаях особое значение приобретает тренировка инвали-
да в раздельном сокращении всех управляющих мышц. Прове-
денные Я. Л. Славуцким с сотрудниками исследования показали
возможность обучения инвалидов как раздельному сокращению
четырех мышц предплечья, так и комбинированному их сокра-
щению. Эти исследования явились предпосылками для разра-
1 Несколько ниже будут описаны системы, где для каждого реверсивного дви-
жения требуется только одна мышца.
А 67 3*
ботки оперших образцов биоэлектрических протезов предплечья,
обеспечивающих одновременное и независимое управление дви-
жением пальцев и ротацией кисти. Исследования мышц плечево-
го пояса позволили также разработать экспериментальный про-
тез плеча с управляемым охватом — раскрытием кисти и сгиба-
нием— разгибанием предплечья в локтевом шарнире [171]. Од-
нако в ряде случаев приходится прибегать к компромиссным ре-
шениям и использовать не одновременное управление несколь-
кими функциями, а последовательное. В этих случаях при одно-
временной подаче управляющих сигналов осуществляется вре-
менная 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- |
жений (схват— раскрытие кисти; сгибание — разгибание в лок- I
тевом шарнире или пронация — супинация кисти) найти четы-
ре мышцы несколько сложнее, чем для управления протезом
предплечья L
С биомеханической точки зрения имеется целый ряд двига-
тельных актов, которые могут осуществляться последовательно
или требуют меньшего числа команд, по сравнению с числом ис-
полнительных механизмов. К ним относятся некоторые движе-
ния, например реверсивные движения, для которых командные
сигналы могут быть объединены, и т. п. Например, если схват
предметов может потребовать независимого управления отдель-
ными пальцами, то раскрытие пальцев кисти -будет осущест-
вляться от одной команды и т. д. [226].
С технической точки зрения переход от одновременного уп-
равления к последовательному позволит, упростив схему, суще-
ственно уменьшить габариты и вес системы управления, а так-
же повысить надежность ее работы.
Используя различные способы кодирования, можно не толь-
ко уменьшить число каналов, но и количество источников управ-
ляющих сигналов (мышц), не уменьшая числа исполнительных
механизмов. Широкие возможности изменения, по желанию опе-
ратора, амплитудных и временных параметров биопотенциалов
позволяют использовать самые разнообразные методы кодирова-
ния. Код коммутации по одному из параметров может быть пара-
метрическим кодом (например, амплитудным, скоростным). В от-
личие от параметрического кода, где используются одиночные
1 В последнее время в связи с развитием многофункциональных протезов и
необходимостью для их управления увеличить число мест отведения команд-
ных сигналов осуществляются успешные попытки использовать импланти-
руемые устройства с автономным питанием или питанием извне с помощью
индуктивных связанных контуров [88, 335]. Такое отведение позволяет по-
лучить сигналы с глубоко расположенных мышц или с отдельных порций
мышцы, а также увеличить отношение, сигнал/шум..
68
сигналы, возможны комбинационные коды, представляющие со-
бой комбинации во времени параметрических кодов сигналов
одной мышцы (код типа Морзе) или комбинацию параметриче-
ских кодов сигналов разных мышц.
Аналогичные работы по созданию протезов с двумя парами
движений ведутся в ФРГ [434], Италии [453], Японии [474], Шве-
ции [216, 391] и в некоторых других странах.
Остановимся на некоторых конкретных реализациях систем
управления, имеющих различное число источников управляющих
сигналов. Широкое распространение получил способ амплитуд-
ной селекции управляющего сигнала, позволяющий получить ре-
версивное управление ИМ от одной мышЦы [147, 148]. Этот спо-
соб управления дает возможность в зависимости от степени мы-
шечного напряжения получить от мышцы два уровня управляю-
щих сигналов, каждый из которых управляет по одному общему
каналу соответствующим движением исполнительного механиз-
ма (рис. 22, Л).
На рис. 22, Б представлена принципиальная схема усилителя
мощности с релейным управлением, использующим принцип
амплитудной селекции [148].
Транзисторы Л—Тз образуют усилитель постоянного тока.
В нагрузке транзисторов Т2 и Т3 включены реле коммутации
(Pi, Р2) реверса электродвигателя (Де). К подвижным контак-
там обоих реле (контакт /) подключена обмотка якоря электро-
двигателя. Контакты 2 обоих реле соединены с минусом источни-
ка питания, а контакты 3 — с плюсом. При отсутствии входного
сигнала контакты 1 и 2 обоих реле нормально замкнуты, и обмот-
ка якоря обесточена.
При появлении сигнала на сглаживающей цепочке (С2, С3,
Pi) в транзисторе 7\ начинает протекать ток, при этом падение
напряжения на резисторе Д2 приводит к открыванию транзисто-
ра Т2 и срабатыванию реле Р\, контакт которого включает
электродвигатель. При дальнейшем увеличении амплитуды сиг-
нала происходит открытие транзистора Т3, срабатывает реле Р2,
контакты которого скоммутированы так, что при этом обесточи-
вается обмотка реле Pi и его контакт 1 возвращается в перво-
начальное состояние. В результате транзистор Т2 и реле Pi обе-
сточиваются, а через электродвигатель будет протекать ток, но
уже в противоположном направлении. Подача сигналов управ-
ления, уровень которых лежит во второй зоне, всегда связана
с необходимостью быстрого прохождения первой зоны, таК^как
при медленном увеличении амплитуды сигнала произойдет сна-
чала срабатывание механизма в одном направлении, а затем
в противоположном. Чтобы избежать этого, необходимо несколь-
ко увеличить время срабатывания системы.
Цепочка /?4—С4 введена в схему именно для увеличения вре-
мени задержки начала срабатывания реле Pi, что предотвра-
щает возможность срабатывания системы при подаче или сбро-
69
A
4
5
Рис. 22. Блок-схема (Л), принципиальная схема (Б) и осциллограммы
поясняющие принцип управления с амплитудной селекцией биоэлектрического
сигнала
J — усилитель биопотенциалов;
2 — интегратор;
3 — дискриминатор уровня сигнала;
4 —усилители мощности;
5 — реле;
(Я),
6 — электродвигатель;
a — механограмма раскрытия кисти;
б — механограмма закрытия кисти;
в —ЭМГ
се сигнала большой амплитуды. Таким образом, система имеет
два порога срабатывания: при первом пороге (25—50 мкв)
срабатывает реле Pi, при втором (выше 55 мкв)—реле Р2. 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 селекцией
используется в макетах советских многофункциональных про-
тезов [155], в Канаде профессором Скоттом [445, 447] и в США
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-
70
альное 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, по-
дачу в переключатель всплеска большой активности, а также со-
четание 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 воз-
можности применения различных принципов коммутации: пара-
метрических кодов, кодов, использующих сочетание команд, и т. д.
Появляется возможность одновременного управления несколь-
кими исполнительными механизмами при общем количестве
источников сигналов, вдвое меньших общего числа реверсив-
ных механизмов.
Рассмотрим нашедший применение способ последовательно-
го управления двумя исполнительными механизмами с помощью
логического переключающего устройства (ЛУ), позволяющего
инвалиду произвольно, путем определенной комбинации биоэлек-
трических сигналов подключать тот или иной исполнительный ме-
ханизм протеза к системе управления. Некоторые из названных
устройств, разработанных Е. П. Поляном, использованы в био-
электрических протезах предплечья и плеча с двумя управляе-
мыми парами движений /схват — раскрытие пальцев, прона-
ция— супинация кисти) [46, 146, 147, 150, 151].
При одновременной посылке сигналов с двух мышц-антаго-
нистов ЛУ (рис. 23, Л) переключает усилительные каналы с од-
ного исполнительного механизма на другой. В первоначальное
положение система может возвратиться автоматически, спустя
некоторое время после выдержки и с помощью той же комби-
нации коммутирующих сигналов. Таким образом, оператор (ин-
валид) управляет работой исполнительного механизма и может
также посылать коммутирующие сигналы для подготовки си-
стемы управления к выполнению последующей функции. В за-
висимости 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, 5. Система состоит из: двухканального усилителя био-
потенциалов (транзисторы Т\—Г3); блока детектирования и сгла-
живания (диоды Р2, D3i емкость Сб и резистор /?8); двухканаль-
ного усилителя мощности (транзисторы Т5). В нагрузку
71
оконечного каскада усилителя мощности включены реле Рь ко-
торые осуществляют включение электродвигателей и их реверс.
Как видно из рассмотрения схемы, эта часть устройства пред-
ставляет собой обычную двухканальную систему управления с
релейным управлением. Логическое устройство состоит из це-
почки, играющей роль амплитудного дискриминатора, триггера
с двумя устойчивыми состояниями (транзисторы Те, Т7) и уси-
лителя (транзистор Те), в нагрузку которого включено реле Р2
коммутации электродвигателей.
При одновременной посылке кратковременных сигналов с
управляющих мышц срабатывают реле тем самым электро-
двигатель продолжает оставаться в обесточенном состоянии, а
триггер переходит в другое устойчивое состояние. Вследствие
этого открывается транзистор Т8 и срабатывает реле кон-
такты которого подключают к системе управления второй элек-
тродвигатель. В первоначальное состояние система возвра-
щается лишь при вторичной посылке коммутирующего сигнала.
Для управления протезом предплечья были выбраны мыш-
цы— один из сгибателей и один из разгибателей кисти или паль-
цев, а для протеза плеча — двуглавая мышца и одна из головок
трехглавой мышцы. Специально разработанный метод трениров-
ки 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 — разжа-
тием кисти или супинацией. Переключение как со схвата и рас-
крытия кисти на пронацию и супинацию, так и обратно осуще-
ствляется инвалидом произвольно одновременной посылкой
сигналов с обеих управляющих мышц. Быстродействие — время
переключения с одного вида движения на другое — определяет-
ся возможностью подачи инвалидом коммутирующих и управляю-
щих 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 токосъемника-
ми, усилитель мощности с логическим устройством и приводом
ротации кисти представляет единый узел, располагаемый в ди-
стальной части гильзы протеза [87].
Другим из возможных путей последовательного управления
является метод сочетания (комбинаций) нескольких независи-
мых сигналов. В этом случае функции коммутации и управле-
ния объединены. В зависимости от сочетания биопотенциалов,
возникающих в данный момент времени от напряжения тех или
иных мышц, срабатывает соответствующий исполнительный ме-
ханизм [157, 347, 434].
72
Рис. 23. Блок-схема (А), принципиальная схема (Б) и осцил-
лограммы (В), поясняющие принцип работы логического
устройства для последовательного управления двумя функция-
ми биоэлектрического протеза
1 — усилители биопотенциалов;
2 — интеграторы;
3 — усилитель мощности;
4 — реле;
5 — электродвигатель;
5 — триггер;
7_—^реде:
а — механограмма раскрытия кисти;
б — механограмма закрытия кисти;
г — механограмма супинации кисти;
з — механограмма пронации кисти;
д —- ЭМГ разгибателей кисти;
е — ЭМГ сгибателей кисти;
ж — переключение
Стенд для
тренировки
Рис. 24.
мышц
Группой советских специали-
стов предложена схема релейного
переключающего устройства, по-
зволяющая посредством сочета- i
ния биоэлектрических команд, ~
отводимых от четырех мышц,
включать 15 исполнительных ме-
ханизмов [225, 226]. Чтобы при-
вести в действие нужный испол-
нительный механизм, оператор
посылает в дешифратор комбина-
ции биопотенциалов одной или
нескольких мышц в соответствии
с определенным кодом.
Возможны и другие способы
уменьшения~числа сигналов, не-,
обходимых для управления не-
В частности, могут быть применены
сколькими механизмами. В частности, могут быть применены
дешифраторы амплитуд и скоростей сигналов, коммутаторы оче-
редности и т. д. Применение логических переключающих устройств
разной сложности, хотя и решает задачу управления боль-
шим числом исполнительных устройств при ограниченно^ числе
источников управления, однако решает ее только в этом отноше-
нии. При этом другие показатели качества управления оказы-
ваются не очень хорошими. Поскольку такие системы являются
фактически системами последовательного управления, то очевид-
но, 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 не-
сколькими исполнительными устройствами относительно просто
решается параллельным кодированием, при котором каждая '
управляемая функция протеза будет однозначно определяться со-
ответствующим сигналом. Однако можно полагать, что число
мышц, которые человек-оператор может активировать произволь-
но и независимо, все же существенно ограничено. Это число бу-
дет определяться анатомической локализацией, функциональ-
ными 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 университе-
та. Их исследования должны были выявить возможность опера-
тора произвольно сокращать выбранную мышцу или одйовремен-
но 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
74
расположены лампочки в местах, соответствующих исследуемым
мышцам. Эти лампочки зажигались, .когда амплитуда ЭМГ пре-
вышала произвольно установленный порог. Таким образом, испы-
туемый мог визуально контролировать по зажиганию лампочек
степень сокращения той или иной мышцы.
В табл. 1 в качестве примера приведены результаты иссле-
дования одного испытуемого [327]. При рассмотрении этой таб-
лицы видно, что надежность изолированного напряжения данной
мышцы сильно уменьшается с увеличением числа активируемых
мышц. Видно также, что существуют надежные и менее надеж-
ные сочетания мышц. Обычно наиболее надежны сочетания двух
мышц. По мнению Лонг и Тромбли [384], использование трех
мышц — верхний предел.
Многолетние испытания, проведенные в лаборатории физио-
логии движений ЦНИИПП под руководством Я., Л. Славуцкого,
показали, что с помощью специальной тренировки, осуществляе-
мой под контролем зрительной обратной связи, можно пере-
строить 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) 0,99
Правая большая*круглая (терес)"*(ПТё)" 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 О',-99
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
75
•I
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 сочета-
ниях 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 5
плеча, правой и левой трапециевидной мышц для управления!
макетом протеза плеча, имеющего движения в локтевом шарни- !
ре и движение пальцев кисти, было получено, что комбиниро-;
ванные движения, хотя и вырабатываются, но после продолжи- !
тельной тренировки [171]. f
В Нью-Бруклинском университете (Канада) также были|
проведены исследования независимой и произвольной активации7
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 в^емя тре-
нировки было небольшим [445]. Во второй серии экспериментов
исследовалось пропорциональное управление от двух мышц —
двуглавой и трехглавой мышц плеча. Задачей управления явля-
лось поддержание пятна в центре экрана осциллографа. Испы-
туемые успешно справились и с этой задачей [449]. Наконец,
в третьей серии экспериментов была сделана попытка незави-
симого 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 дискрими-
наторы 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] по-
казали, что при изолированном отведении сигналов от мышц
двух сгибателей и двух разгибателей второго, четвер-
того и пятого пальцев возможно получить изолирован-
ное сокращение, однако активность и взаимовлияние су-
щественно изменяются, когда предплечье из нейтрального
положения поворачивается на 90° в сторону пронации или супи-
нации.
76
В работе Радонжик и Лонг [424] приведен ряд соображений
о сложности клинического использования многоканальных си-
стем биоэлектрического управления. Главное из них сводится
к тому, что человек не в состоянии осуществить одновременного
управления по нескольким каналам даже после длительной тре-
нировки.
Протезы и манипуляторы имеют пока гораздо меньше воз-
можностей, чем движения руки, которые они призваны имити-
ровать. Если для протезов такое положение сегодня обуслов-
лено, в первую очередь, трудностями технического порядка (сер-
вопривод, питание), то в манипуляторах, где нет таких жестких
ограничений на вес, габариты, энергоемкость, косметичность, ли-
митирующими являются возможности самих систем управления.
Создание БЭСУ, обладающих такими характеристиками под-
вижности, которые могли бы с большой полнотой копировать на-
туральные движения человека,— задача большой сложности.
Это следует уже из особенностей строения опорно-двигательного
аппарата, отличающегося обилием механических степеней свобо-
ды и поэтому необходимостью одновременного и независимого
управления большим числом переменных. Действительно, даже в
относительно простых движениях человека участвует большое чи-
сло мышц. Приведем два примера. Первый из них — рабочие дви-
жения человека при распиловке какого-либо предмета. В этих
движениях, помимо мускулатуры рук, обеспечивающей необхо-
димое 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, осу-
ществляется с большей точностью, чем мышцами непосредствен-
но 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 мож-
но было видеть, что активность мускулатуры ног и туловища воз-
никает раньше, чем активность в мышцах, поднимающих руку.
Упреждающая активность мускулатуры ног предупреждает сме-
щение корпуса и обеспечивает точность движения.
Приведенными примерами мы хотели лишь проиллюстриро-
вать положение, согласно которому в естественных двигатель-
ных актах человека одновременно участвует большое число
мышц, превращающих многозвенную систему двигательного ап-
парата 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-
77
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 суще-
ственно знать те принципы, которые реализуются в центральной
нервной системе при управлении движениями. В настоящее время
мы еще далеки от понимания этих принципов. Известно, что важ-
нейшую 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 одно-
временное и независимое управление большим числом степеней
свободы; произвольное же управление ограничено возможностью
осуществления двух-трех независимых действий. Поэтому ка-
жется очевидным, что в случаях, когда речь идет об управлении
техническими системами с большим числом переменных, целе-
сообразно использовать уже имеющиеся в ЦНС человека про-
граммы «обученных» движений — двигательный автоматизм, по-
средством которого можно реализовать управление технически-
ми устройствами, приближающимися по сложности своей струк-
туры к структуре опорно-двигательного аппарата человека. Не-
обходимо подчеркнуть, что управление автоматизированными
движениями осуществляется без специального привлечения вни-
мания и поэтому оставляет возможности для одновременного
осуществления других действий.
Итак, для управления техническими устройствами достаточ-
но большой сложности целесообразно попытаться использовать
такую универсальную управляющую систему, какой является
ЦНС, и, в частности, вырабатываемые ею программы управле-
ния двигательными действиями.
Наиболее вероятным путем реализации такого подхода яв-
ляется путь, обеспечивающий восприятие выработанных в ЦНС
двигательных программ и их использование в целях управле-
ния. Таким путем является биоэлектрическое управление.
В этом случае используется система команд, приходящих к мыш-
цам 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 по-
следовательность исполнительных команд.
Построение БЭСУ многофункционального назначения, реали-
зующее управление по типу «биоэлектрического образа», пред-
ставляется перспективным направлением развития биотехниче-
ских систем. Однако на пути его практического осуществления
имеется немало трудностей. Именно в силу того, что этот способ
кажется перспективным, представляется целесообразным сейчас
78
остановиться на разборе трудностей, преодоление которых — не-
обходимый этап реализации управления по типу «биоэлектриче-
ского образа».
1. Известно, что в движениях человека и животных, наряду
с силами мышечного происхождения, участвуют инерционные и-
реактивные силы [27]. Естественно, ЭМГ отражает лишь мышеч-
ный компонент движения, поэтому электромиографическая кар-
тина не может дать полной характеристики самих движений.
2. Электромиографическая картина не может полностью со-
ответствовать движению еще и потому, что ЭМГ не удается от-
вести от всех без исключения мышц, принимающих участие в
движении. Это, в первую очередь, касается глубоко расположен-
ных мышц.
3. ЭМГ данной мышцы в одном отведении может не всегда
быть полностью представительной и однозначно отражать уча-
стие мышцы в движении. Напомним здесь (см. главу II), что
отношения I/P в изотоническом режиме при положительной и от-
рицательной 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.
4. Известно, что даже стереотипно выполняемое движение
характеризуется некоторой вариативностью конечного результа-
та. В большей степени изменчивы движения промежуточных
звеньев. Это положение отчетливо отражается и в ЭМГ — карти-
не движения, которая варьирует от цикла к циклу по разным
параметрам: амплитуде биопотенциалов, временной последова-
тельности включения и выключения мышц и т. д.
5. Некоторые трудности могут быть связаны еще и с явле-
нием 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 электриче-
ская 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 акти-
вацию антагониста при работе агониста. Не обсуждая того, яв-
ляется ли участие антагониста иррадиацией или явлением коор-
динационным, существенно и в этом случае, что активность анта-
гониста не превышает обычно 10—15% от активности агониста.
6. Движения одного и того же типа могут характеризоваться
отличающимися картинами ЭМГ при разных величинах разви-
ваемых усилий [68, 168, 318]. Правда, для определенного диапа-
зона нагрузок это обстоятельство может быть учтено.
79
Перечисленные трудности являются препятствием для созда-
ния таких систем, где ЭМГ многих мышц могли бы быть непо-
средственно использованы для управления сложной исполнитель-
ной системой. Тем не менее попытки выделения «биоэлектриче-
ского образа» движения предпринимаются и дают обнадеживаю-
щие результаты. Так, например, в работе [473] сообщается о си-
стеме 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 лаборато-
рии биотехники фирмы Филко [189, 303—305]. Используя вы-
числительную машину, сотрудники этой фирмы показали, что из
множества биоэлектрических сигналов могут быть выделены те,
которые несут лишь полезную информацию о специфических дви-
жениях. 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 пле-
ча и туловища (передней и средней головки дельтовидной мыш-
цы, верхней и средней трапециевидной, надостной и передней
зубчатой) снимались биопотенциалы.
Программы, по которым классифицировались образы, разде-
лялись на основе некоторого «оптимального» вероятного отноше-
ния частного биоэлектрического образа «А» к образу «Б». Если
это отношение было больше единицы, то данный образ относил-
ся к классу «А», если меньше единицы — к классу «Б». Испыта-
ния показали 100%-ное разделение классов движений. Однако
это опознание было произведено на основе обработки биоэлек-
трических сигналов, возникающих в течение всего времени дви-
жения руки. В реальных же условиях при использовании био-
электрических сигналов, управляющих протезами, необходимо
получить разделение между классами движений при обработке
ЭМГ только в начальный интервал времени.
Используя принцип «биоэлектрического образа», исследова-
тели построили макет протеза, позволяющий управлять движе-
нием в локтевом шарнире и вращательными движениями за-
пястья [214, 427]. Дальнейшие исследования привели к разработ-
ке экспериментального протеза с четырьмя управляемыми функ-
циями: ротацией плеча, сгибанием — разгибанием локтевого шар-
нира, ротацией предплечья и сгибанием — разгибанием пальцев
искусственной кисти [505]. Управление всеми механизмами про-
теза, за исключением искусственной кисти, осуществляется с по-
мощью выделения образа движения по сигналам от 10 мышц
плечевого пояса и туловища. Сигналы этих мышц, предваритель-
но сглаженные с постоянной времени 100 мсек, поступают в рас-
80
познающую матрицу — дешифратор сигналов. С помощью дели-
телей 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 возмож-
ность реализации такого способа управления, без специальной
тренировки и обучения инвалидов.
Исследования, связанные с распознаванием движений, прово-
дятся также в Японии [475]. Для этого ЭМГ сигналы трех мышц
плечевого пояса вводились в цифровую машину Link-8. Резуль-
таты классификации движений в соответствии с активностью ис-
следуемых мышц отображались на световом дисплее как отрез-
ки линий, направление которых соответствует классификацион-
ному признаку. Если испытуемый делал рукой движения, не со-
ответствующие этому признаку, то фигура на индикаторе иска-
жалась.
Успешное решение задач по управлению многофункциональ-
ной искусственной кистью, у которой имеется возможность осу-
ществлять движения как отдельных пальцев, так и движение в
лучезапястном шарнире, связано в первую очередь с анализом
электрической активности мышц предплечья и изучением воз-
можности выделения «биоэлектрического образа».
В Центральном научно-исследовательском институте проте-
зирования и протезостроения Я. С. Якобсоном с сотрудниками
разработаны два варианта многофункциональной кисти. Первый
вариант обеспечивает возможность основных видов схвата (кон-
цевой, кулачный, боковой), формоприспособления пальцев, не-
которых движений отдельными пальцами и отчасти комбиниро-
ванных функций [229]. Второй вариант — упрощенный, позволяю-
щий осуществить концевой и кулачные виды схвата, формопри-
спосабливание пальцев.
Аналогичные функции может выполнять упрощенный ва-
риант 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 паль-
цев и поворачивающий кисть в лучезапястном шарнире [366,
367]. Для управления положением запястья использован
«образ» — сочетание включения четырех мышц предплечья.т>Бла-
годаря такому управлению запястье могло поворачиваться в
одно из восьми фиксированных положений.
В последнее время интенсивно начали проводиться исследо-
вания по разработке многофункциональной кисти в ФРГ. Энгель-
гардтом [299] разработана искусственная кисть, осуществляющая
боковой и кулачный схват и схват в щепоть. Для этой цели приме-
нено три электродвигателя, два из которых управляют движения-
81
Рис. 25. Внешний вид шведской искусственной кисти
с биоэлектрическим управлением
ми первого пальца в двух плоскостях, а третий — вторым паль-
цем. В настоящее время отрабатываются две системы биоэлек-
трического управления, использующие сигналы при поверхност-
ном отведении и сигналы от имплантируемых электродов.
В Голландии также разработана искусственная кисть, ‘осуще-
ствляющая боковой схват и схват в щепоть [319].
Одной из наиболее интересных конструкций таких много-
функциональных устройств является шведский протез пред-
плечья с многофункциональной кистью [216, 338, 391]. На рис. 25
показан один из вариантов кисти протеза предплечья, позволяю-
щего осуществлять: а) управление каждым пальцем; б) дви-
жение 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 переда-
чей частотно-модулированных сигналов.
Рассмотренные примеры подтверждают необходимость раз-
работки систем управления, которые позволили бы инвалиду
осуществлять координированные действия протезом с несколь-
кими степенями свободы по аналогии с управлением естествен-
ными движениями. Хотя в настоящее время еще нет достаточно
полных сведений б том, как организовано управление этими дви-
жениями, однако изучение натуральных двигательных актов че-
ловека и животных в нормальных условиях, а также в клиниче-
ской практике привело к формированию представлений об иерар-
хической структуре центрального аппарата, управляющего дви-
жениями [27, 28, 49].
82
Оказывается целесообразным использование этих представле-
ний и при создании систем управления многофункциональными
протезами. Иерархическая структура такой системы может
включать в себя несколько уровней управления: 1) рефлектор-
ный— обеспечивающий достаточно быстро локальную реакцию
в ответ на раздражение рецепторов или рецептивного поля;
2) уровень синергий — обеспечивающий формирование времен-
ных функциональных подсистем, объединяющих управление не-
сколькими исполнительными органами и обладающих достаточ-
ной степенью автономии; 3) уровень произвольных действий,
располагающий возможностями как непосредственного воздей-
ствия на отдельные исполнительные органы, так и возможностью
перестройки взаимодействия исполнительных и рецепторных ор-
ганов нижележащих уровней управления. Так, описанная ниже
система управления автоматическим схватом кисти в щепоть
или кулак (кисть Томовича) в зависимости от ориентации за-
хватываемого предмета относительно пальцев уже является по
существу типичным примером системы рефлекторного действия.
Попытка разработки иерархической системы управления
большим числом независимых переменных при ограниченном чи-
сле управляющих командных сигналов предпринимается в Ан-
глии Тоддом и Найтингелом [476]. Ими разработан макет искус-
ственной кисти, оснащенной многочисленными тактильными дат-
чиками и датчиками перемещения, размещаемыми на фалангах
всех пальцев и ладони. Кисть может реализовать восемь различ-
ных типов схвата: «точностной» концевой (1-й палец противо-
стоит указательному); «неточностной» концевой (1-й палец про-
тивостоит кончикам остальных пальцев); боковой (1-й палец
противостоит боковой поверхности указательного пальца); ку-
лачный; схват в щепоть; «точностной» схват крючком (указа-
тельный палец согнут крючком, а остальные пальцы подогнуты);
«неточнрстной» схват крючком (все пальцы согнуты); полностью
распрямленные пальцы. Реализация этих движений осуществля-
лась с помощью четырех электродвигателей (два — для большо-
го пальца; по одному на указательный и группу четырех).
Для управления использованььдва типа сигналов: произволь-
ные биоэлектрические команды и сигналы от датчиков. Произ-
вольные команды (инвалид может задать одну из пяти команд:
—«2»; «—1»; «О»; «+1»; «+2») предназначены для позиционно-
го 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» воз-
можно позиционное управление. Подача команды «+1» вызы-
вает удержание предмета с силой, достаточной для предотвра-
щения его выскальзывания из кисти. Подача команды «4-2» вы-
зывает увеличение силы схвата до максимальной. При уменьше-
нии команды от «4-2» или «4-1» до команды «О» происходит
83
уменьшение силы схвата до нуля, однако пальцы кисти не рас-,
крываются. Наконец, команда «—2» приводит к полному раскрыв
тию кисти. 1
Выбор типа схвата определяется точками соприкосновен
ния предмета с чувствительными датчиками. Например, для
осуществления кулачного схвата необходимо возбудить датчи-
ки ладони. Сигналы от них поступают в логическую схему, со- ?
стоящую из ячейки типа «ИЛИ» и группы триггеров Шмидта, ко-
торая определяет, какие двигатели должны быть включены и в
каком порядке. Если при этом активировались какие-либо дру-
гие датчики, логическая схема продолжает отрабатывать задан-
ную функцию: включаются двигатели, приводящие в движение
2-й палец и группу 3-го, 4-го и 5-го пальцев, и двигатель рота-
ции 1-го пальца. Затем, после определенного интервала време-
ни, 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, дей-
ствующих автоматически, и устройств программного управления.
Однако такие устройства, как правило, предназначены для управ-
ления одной, максимум — двумя-тремя функциями.
В приведенных примерах произвольного управления»несколь-
кими функциями протеза неоднократно подчеркивалась слож-
ность такого управления, в первую очередь из-за трудности одно-
временной и произвольной активации многих управляющих
мышц. Задачи управления значительно усложняются в случаях
высокого уровня ампутации, когда число таких источников сигна-
лов существенно ограничено, а их произвольная и независимая
активация еще более становится затрудненной.
В последнее время предпринимаются попытки разработать
системы управления -с большим числом независимых перемен-
ных при ограниченном числе управляющих командных сигна-
лов оператора [234].
В Кейсовском технологическом институте под руководством
Эпла и Ресвика разработано устройство управления ортопеди-
ческим аппаратом руки парализованного пациента, имеющего
семь управляемых степеней подвижности: приведение — отведе-
ние, 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 дол-
жно поддерживаться постоянно в горизонтальной плоскости. Это
позволяет уменьшить необходимое число команд, хотя и частично
затрудняет осуществление схвата. Возможность такого управле-
ния определяется тем, что горизонтальное положение кисти в
пространстве может быть однозначно связано с координатами
плечевого и локтевого шарниров аппарата. Тогда, задавая коор-
84
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 по-
ложение кисти. Пересчет командных сигналов управления X, Y, Z
в команды для электроприводов аппарата осуществляется в спе-
циализированном вычислительном устройстве (ВУ). Таким обра-
зом, пациенту необходимо уметь управлять тремя сигналами, пе-
ремещающими кисть в пространстве в нужное положение, а
управление всеми шарнирами аппарата осуществляется автома-
тически. Хотя имеются только предварительные результаты ис-
следований такого управления, но они подтверждают целесо-
образность его применения. Так, для выполнения одной из задач
при «индивидуальном» управлении типа «оп—off» каждым приво-
дом потребовалось 68 сек, в то время как при пропорциональном
управлении типа X, Y, Z — только 35 сек,
В другой работе предлагается также многоуровневое устрой-
ство, в котором управление протезом может осуществляться па-
раллельно как от командных сигналов оператора, так й от спе-
циального вычислительного устройства [307]. Это устройство вы-
полнено на основе обучающегося персептрона. Первоначально
управление происходит от команд оператора, а ВУ накапливает
данные об этих командах, состоянии среды и положении управляе-
мого объекта. По мере совершенствования действий оператора,
ВУ обучается и вырабатывает командные сигналы, с помощью
которых осуществляет управление искусственной рукой, а опе-
ратор освобождается от стереотипных действий.
В заключение подчеркнем, что, несмотря на большое число
имеющихся устройств, предложений и проектов по способам уп-
равления, еще не имеется сколько-нибудь совершенных и закон-
ченных разработок управления, позволяющих инвалиду осу-
ществлять одновременное и координированное управление мно-
гими функциями протеза.
Системы управления с устройствами обратной связи, В по-
следнее'время в связи с развитием систем биоэлектрическо-
го управления становится все более и более очевидной необ-
ходимость введения в эти системы специальных каналов обрат-
ной связи, без которых во многих случаях невозможно осуще-
ствлять с достаточно высокой точностью управление редкими
устройствами, как протезы, манипуляторы и др. Эта необходи-
мость вытекает не только из общих соображений о роли обрат-
ной 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
85
за величиной биопотенциалов возможен лишь опосредованно, че-
рез 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 обстоятельство, что в
протезах с внешними источниками энергии (и, в частности, в про-
тезах с биоэлектрическим управлением) отсутствует непосред-
ственная связь между действиями исполнительных механизмов и
состоянием источников, генерирующих управляющие сигналы.
Кроме этого, в наиболее распространенных протезах с биоэлек-
трическим управлением исполнительными механизмами, приводя-
щими в движение пальцы, являются электродвигатели с самотор-
мозящимися редукторами. Наличие последних позволяет инвали-
ду после совершения требуемого действия отключить (рассла-
бить) управляющие мышцы. Хотя такая система конструктивна,
проста, удобна в использовании, однако отличается от управле-
ния здоровой конечностью.
Таким образом, очевидно, что для управления движениями
искусственной конечности необходимо непрерывное получение ин-
формации о состоянии системы и о том, как эта система реализу-
ет управляющее воздействие. Несмотря на то, что инвалиды,
пользующиеся протезами с биоэлектрическим управлением, мо-
гут контролировать действия исполнительных механизмов с по-
мощью 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
Рис. 26. Блок-схема управления проте-
зами
А — программированное управление;
Б — управление со-следящими системами;
В — управление с информационными обратны-
ми связями
управлении затрудняет автома-
тизацию новых двигательных
навыков.
Поэтому естественно стрем-
ление восполнить отсутствую-
щую афферентацию от испол-
нительных органов путем при-
менения искусственных конту-
ров обратной связи. Такие кон-
туры могут быть использованы
как для создания внешних об-
ратных связей, предназначен-
ных непосредственно для пере-
дачи человеку-оператору ин-
формации, так и для локаль-
ных (внутренних) контуров об-
ратной связи.
В настоящее время для
управления протезами приме-
няются различные системы с
устройствами обратной связи
(рис. 26):
86
1) 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 автома-
тические устройства, при построении которых предполагается, что
основные действия стереотипны и, следовательно, могут быть за-
программированы.
Рассмотрим некоторые из таких устройств управления искус-
ственной кистью. Интерес к ним в настоящее время все возраста-
ет в связи с расширением возможностей их использования не
только в протезостроении, но и при конструировании различных
манипуляторов. Кроме того, сочетание возможности автоматиче-
ских программирующих действий с произвольным управлением
несомненно обогатит такие системы.
Кисть Томовича позволяет осуществлять схват предмета с
силой, автоматически регулируемой в зависимости от веса пред-
мета. Роль человека заключается только в управлении раскрыти-
ем 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 напря-
жение которых пропорционально весу удерживаемого предмета.
С помощью электрических сигналов этой группы датчиков проис-
ходит 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 охватом, 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 первоначаль-
ная 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 которы-
ми сталкивается инвалид в своей повседневной практике, слиш-
ком велико, чтобы эта задача была решена заменой протеза ав-
томатом. Однако во избежание перегрузки оператора информа-
87
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 принци-
пу следящих систем автоматического управления. В таких систе-
мах регулируемый параметр протеза (например, величина силы
схвата) должен быть в каждый момент времени однозначно свя-
зан 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 исследова-
на система управления сгибанием — разгибанием искусственного
предплечья в локтевом шарнире, отслеживающего соответствую-
щее движение здоровой конечности. Биопотенциалы двуглавой и
трехглавой мышц руки управляли работой электродвигателя
протеза. В элемент сравнения поступали сигналы, пропорцио-
нальные величине биопотенциалов, и сигналы обратной связи о
величине угла в локтевом шарнире. При разнице этих сигналов
ниже порога чувствительности устройства искусственная рука пе-
реставала двигаться.
Особенности биопотенциалов, связанные с непостоянством
сглаженной обычными RC фильтрами интерференционной ЭМГ
во время постоянного мышечного напряжения, авторы преодоле-
ли, использовав нелинейные фильтры (см. главу II). Исследова-
ния показали, что при небольших перемещениях модель искусст-
венной руки достаточно точно отслеживает движение руки чело-
века. В настоящее время разработан лабораторный образец
протеза предплечья со следящей системой управления (протез
Боттомли) [261, 263].
Дальнейшие исследования продолжаются совместно со спе-
циалистами, работающими в восстановительном центре Рэхэмп-
тон, а также в исследовательском центре в Олдермастоне. В ре-
зультате 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 управ-
ления, показанную на рис. 27. Сигналы с мышц-антагонистов по-
ступают 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 нечувстви-
тельности» 4. Далее сигналы поступают в следующий дифферен-
циальный усилитель 5, на выходе которого появляется сигнал,
по полярности соответствующий направлению требуемого движе-
ния 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
88
рис. 27. Блок-схема протеза со следящей биоэлектрической системой
9 — выключатель;
10 — усилитель мощности;
11 — электродвигатель;
12 — тензодатчик;
17 — триггер Шмидта;
18 — дискриминатор низкого напря-
жения
управления
1 , 5 — дифференциальные усилители;
2 — Т-образный фильтр;
3 — интегратор;
4 — схема «зонной нечувствительно-
сти» ;
6, /4 — фиксирующие ЭМГ схемы;
7, 15 — устройства суммирования;
8, 13, 16 — усилители;
силы схвата. Выходной сигнал суммирующего устройства усили-
вается 8, проходит через выключатель 9, усилитель мощности 10
и поступает на электродвигатель 11, включенный в диагональ мо-
стовой схемы. Таким образом, в зависимости от появления сиг-
нала в том или другом канале пальцы кисги будут перемещаться
в соответствующем направлении.
Информацией о скорости движения является величина, про-
порциональная электродвижущей силе мотора. Сигналы обрат-
ной связи о величине силы схвата воспринимаются тензодатчика-
ми 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 соприкоснове-
нии их с предметом, пропорционально деформации рычага. Уси-
ленные сигналы датчика 13 поступают в устройство 14, аналогич-
ное по своему действию устройству фиксирующей ЭМГ схемы 6.
В системе управления имеется также второй суммирующий блок
15, куда поступают разностный сигнал от биопотенциалов и сиг-
нал от датчика силы схвата. Этот сигнал через усилитель 16 по-
падает на триггер Шмидта 17. Назначение триггера должно удо-
влетворять трем основным требованиям. Во-первых, при отсутст-
вии биоэлектрических сигналов усилитель мощности 10 не по-
требляет энергии, так как триггер Шмидта с помощью контактов-
реле отключает его от всей схемы. Во-вторых, при схвате предме-
та пальцами, когда разность между величиной управляющего
сигнала и сигналом обратной связи становится меньше порога
срабатывания, триггер также отключает усилитель. И, наконец,
89
в-третьих, когда напряжение питания батареи упадет до недопу-
стимо малой величины, срабатывает дискриминатор низкого на-
пряжения 18 и также отключает усилитель.
Таким образом, при напряжении, например, мышцы, управля-
ющей схватом, пальцы кисти сомкнутся и будет развиваться сила
схвата до величины, когда разность между сигналом управления
и сигналом обратной связи не станет ниже порога чувствитель-
ности схемы. В этот момент срабатывает триггер Шмидта и от-
ключает 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 поворачи-
ваться 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 време-
ни никаких клинических результатов по применению этого про-
теза не опубликовано.
Дальнейшие работы привели к более совершенным конструк-
циям. В описанных выше системах на всем диапазоне изменения
управляющих сигналов выполняется условие позиционного сле-
жения, 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 величи-
на упра;вляющего сигнала, т. е. сильное напряжение управляю-
щих мышц. Для исключения этой ситуации в усовершенствован-
ном протезе имеется специальная логическая схема, которая
позволяет после выполнения действия уменьшить величину уп-
равляющих сигналов без изменения величины усилия схвата, раз-
виваемого 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 особен-
ностью описанной системы управления является характеристика
исполнительного механизма, близкая к механической характери-
стике скелетной мышцы. Для этой цели использовано два элек-
тродвигателя— один, имеющий большую скорость при относи-
тельно малом моменте, другой — наоборот.
Таким образом, имеется возможность регулировать в боль-
шом диапазоне как величину усилия, так и скорость перемеще-
ния пальцев.
90
В Советском Союзе и в некоторых зарубежных странах интен-
сивно развивается третье направление, связанное с созданием
устройств обратной связи, передающих непосредственно инфор-
мацию 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 перекоди-
рован в такую физическую форму, которая могла бы быть отра-
жена 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 слухо-
вые стимулы. Например, в случае использования зрительного ана-
лизатора в канале обратной связи должно иметься индикацион-
ное устройство, шкала которого будет градуирована в соответст-
вующих значениях силы схвата. Но любое такое устройство бу-
дет загружать внимание инвалида. Поэтому целесообразно адре-
совать сигналы обратной связи к одной из разновидностей кож-
ной чувствительности: тактильной, температурной, болевой,
вибрационной. Чувствительность к местной вибрации выгодно от-
личается от других видов кожной чувствительности. Этот раздра-
житель вызывает у человека локальное и отчетливое ощущение;
утомление и адаптация к нему развиваются медленнее, чем к ста-
тическому давлению.
Впервые идеи использования вибрационных раздражений для
«очувствления» протезов были высказаны родоначальником ки-
бернетики Н. Винером [38], который в 1964 г. писал: «Однако ис-
кусственная рука в подобном виде не может осязать предметы,
тогда как естественная рука служит в такой же мере органом
осязания, как и движения. Но позвольте, почему же искусствен-
ная рука не может осязать? Не представляет труда вмонтировать
датчик давления в пальцы' искусственной руки так, чтобы элек-
трические импульсы передавались от них в соответствующую
цепь. Последняя, в свою очередь, заставляет работать устройство,
воздействующее на живую ткань, например на кожу культи. Та-
кими устройствами могут быть, например, вибраторы. Этим ме-
тодом 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 ис-
пользованы для подобных целей» (стр. 85).
Не вдаваясь в вопросы трактовки физиологических механиз-
мов восприятия вибрационных раздражений, укажем, что суще-
ствует несколько параметров раздражений, которые (могут диф-
ференцироваться человеком. Основными из них являются: интен-
91
сивность (амплитуда), длительность, локализация местоположе-
ния вибратора (при применении нескольких вибраторов), часто-
та раздражений1.
С информационной точки зрения наиболее перспективным па-
раметром вибрационных раздражений является частотный пара-
метр. 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 рас-
стояния между пелотом вибратора и поверхностью кожи.
Известно, что физиологический эффект воздействия вибраци-
онных раздражений определяется скоростью нарастания раздра-
жений. Если для синусоидальных сигналов изменение частоты
одновременно приводит и к изменению скорости нарастания ам-
плитуды 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 воз-
можность использовать низкочастотные вибрационные сигналы.
Поэтому нами при создании замкнутой системы управления био-
электрическими протезами были использованы частотно-импульс-
ные вибрационные раздражения, диапазон которых составляет
I—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 дифференци-
альных ступенек. Такая точность восприятия сигналов обратной
связи позволяет предполагать, что инвалид сможет оценивать из-
менения величины силы схвата уже на 150—200 а.
Для оптимального проектирования замкнутых биоэлектриче-
ских систем управления необходимо сопоставление между собой
характеристик канала обратной связи и канала управления. По-
этому исследование только возможностей оператора восприни-
мать и перерабатывать сигналы обратной связи не позволяет
утверждать, что введение этих сигналов повысит точность уп-
равления. Может случиться, что точность дозирования сигналов
управления окажется выше точности восприятия сигналов обрат-
ной 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 мо-
жет 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-
1 Интересующихся можно отослать к многочисленным работам Гелдарда и
его сотрудников, например к работе [317], а также к обзорной статье
Л. И. Переслени [140].
92
Рис. 28. Блок-схема биоэлектрического протеза с устройством обратной связи
/ — электроды; S — датчик давления;
2 — усилитель биопотенциалов; 9 — тензометрический усилитель;
3 — интегратор; 10 — преобразователь;
4— преобразователь биопотенциалов в им- 11 — блок временнбго 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
3 альтернативных частот (в пределах 1—50 гц) через равные ло-
гарифмические интервалы. Эксперименты показали, что оператор
различает до 7 альтернативных частот (объем входной информа-
ции 2,8 бит) [207]. Сопоставляя эти данные, можно сделать вы-
вод, что канал обратной связи более информативен, чем канал
управления: это подтверждает целесообразность использования
обратной связи для замкнутой биоэлектрической системы управ-
ления. Для передачи вибрационных сигналов был разработан
специальный миниатюрный электромагнитный вибратор, закреп-
ляемый на руке с помощью манжетки [205].
Рассмотрим блок-схему разработанного в ЦНИИ протезиро-
вания и протезостроения биоэлектрического протеза с устройст-
вом обратной связи для передачи инвалиду информации о вели-
чине 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 ощуще-
ния 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.
93
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. Появ-
ление биоэлектрических потенциалов в канале управления искус-
ственной кистью вызывает срабатывание реле времени, установ-
ленного 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 пода-
ча информации прекращается. При длительном удержании пред-
мета кистью последующая информация о силе схвата будет по-
ступать 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 пред-
назначены для оценки точностных и динамических показателей
процесса регулирования и сравнения их с аналогичными при до-
зировании силы схвата пальцами здоровой руки [202, 203}.
На рис. 29 приведены гистограммы относительных ошибок при
регулировании силы схвата в режиме компенсаций пальцами ис-
кусственной 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 проте-
зом (а) с устройством обратной
связи
(дозирование осуществляется только на основании тактильной и
проприоцептивной чувствительности). Как следует из сравнения
гистограмм, точность регулирования силы схвата пальцами ис-
кусственной 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*
94
О 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0 5,5 itcen
Рис. 30. Переходный процесс дозирования силы схвата пальцами искусствен-
ной 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 «
вает, что форма и характер кривых, похожие друг на друга,— ко-
лебательные с перерегулированием. Кроме этого, длительность
процесса регулирования для БЭСУ лимитируется, в первую оче-
редь, не сложностью управления сервоприводом, а временем вос-
приятия и переработки человеком сигналов обратной связи, и
вдвое больше по сравнению с длительностью регулирования здо-
ровой рукой. Таким образом, приведенные нами исследования
подтвердили предположения, что возможна разработка систем
управления произвольного действия с искусственными обратны-
ми связями, существенно увеличивающих точность регулирова-
ния.
В последнее время все большее внимание уделяется возмож-
ности использования электрокожного раздражения для передачи
информации. Использование такого вида раздражений в канале
обратной связи, с технической точки зрения, имеет ряд преиму-
ществ по сравнению с использованием вибрационных раздраже-
ний: вместо вибраторов могут быть применены небольшие, легко
укрепляемые на любом участке тела электроды; существенно
меньше потребление энергии по сравнению с электромеханиче-
скими преобразователями. Однако электрические стимулы явля-
ются заведомо неадекватными раздражителями, применение их
может вызвать неприятные ощущения и даже ощущение^эоли,
кроме этого в ряде работ было показано, что динамический диа-
пазон таких раздражений небольшой и уступает диапазону для
вибрационных раздражений.
Некоторые преимущества электрического канала связи с тех-
нической точки зрения, по сравнению с вибрационным, заставля-
ют исследователей продолжать поиски путей уменьшения болево-
го ощущения, не снижая динамического диапазона изменения
стимулов. Так, в работе М. Л. Липецкого с сотрудниками пред-
95
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. В других странах также ведутся интенсивные рабо-
ты 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 становит-
ся все более необходимым. В настоящее время уже актуальными
являются задачи конструирования устройств обратной связи для
протезов с двумя управляемыми функциями (например, для пе-
редачи усилия схвата и перемещения пальцев искусственной ки-
сти), 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.,Переко-
дируемым выбран амплитудный параметр вибрации на'частоте
100 гц. По сообщению авторов, разрешающая чувствительность
устройства составляет несколько граммов для силы схвата и не-
сколько миллиметров для перемещения пальцев.
Наши исследования по восприятию и анализу двух вибраци-
онных 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 пере-
мещения 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 дей-
ствующих раздражений у человека возникает ощущение локали-
зованного раздражения (фантома), расположенного между дей-
ствующими, причем, меняя это соотношение с различной скоро-
стью, можно получить эффект перемещения фантомного раздра-
жения.
В наших исследованиях было показано, что восприятие место-
положения фантома практически не зависит от частоты вибраци-
онных раздражений в диапазоне от 2 до 50 гц. Этот факт позво-
лил 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.
96
Эффект фантомного раздражения практически уже использо-
ван 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 фан-
томного раздражения будет определять угол сгибания пред-
плечья. Таким образом, когда нагрузка, приложенная к кисти,
приведет к появлению рассогласования, «рука» должна будет
разгибаться в локте, тем самым местоположение фантомного раз-
дражения будет изменяться. Инвалид, ощущая это изменение,
будет увеличивать величину биоэлектрической активности до тех
пор, пока не прекратится перемещение предплечья протеза и, сле-
довательно, перемещение субъективно воспринимаемого фантом-
ного раздражения. Протез был испытан на большой группе лю-
дей по обширной программе и показал высокую точность управ-
ления. '
Сейчас еще трудно предвидеть, какое из указанных Направ-
лений создания устройств с обратными связями найдет более ши-
рокое 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 дыха-
тельной мускулатуры ухудшение легочной вентиляции может
достигать такого уровня, когда возникает необходимость в. искус-
ственном дыхании. Применяемые в этих случаях аппараты ис-
кусственного 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 наи-
более просто обеспечена в том случае, когда управление респи-
ратором осуществляется в соответствии с состоянием дыхателы-
ного центра. Такую систему искусственного дыхания можно осу-
ществить, используя биопотенциалы дыхательных мышц или
биопотенциалы вспомогательной мускулатуры (например, при
тяжелых формах полиомиелита).
Отличительной особенностью биоэлектрического управления
респиратором, функционально улучшающим его свойства, являт-
ется возможность стимулировать остаточную активность ослаб-
ленных 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-г
4 Биоэлектрическое управление 97
Рис. 31. Схема биоэлект- .
рического управления ио
, кусственным дыханием
1 — дыхательный центр;
2 — межреберные мышцы;
3 — диафрагма;
4 — усилитель биопотенциа-
лов;
5 — интегратор;
6 — усилитель мощности;
7 — электромагнитные клапа-
ны;
8 — респиратор
ные мышцы, электрическая активность которых после усиления
-И сглаживания управляет электромагнитными клапанами, соеди-
няющими респиратор с дыхательными путями. Импульсы от ды-
хательного ’центра поступают к межреберны.м мышцам и диаф-
рагме, сигналы обратной связи идут <по двум путям: афферентная
импульсация от мышечных и сухожильных рецепторов: и гумо-
ральные влияния (содержание СО2 и О2 в крови). Таким,-обра-
.зом, рассмотренная система является замкнутой, в которой в ка-
честве . дополнительного контура регулирования — своего рода
усилителя дыхательной мускулатуры — включен респиратор.
Первая реализация биоэлектрического управления респира-
тором была осуществлена в 1956—1957 гг. Монтгомери с сотруд-
никами [399, 400]. Ими разработан комплекс аппаратуры, позво-
ляющей в соединении с респиратором управлять частотой и
глубиной вдоха и выдоха почти полностью парализованных
больных.
В устройство входит симметричный усилитель биопотенциа-
лов 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 потенци-
алы сердца «забивают» ЭМГ. Потребовалось введение полосово-
го фильтра (100—1000 гц), позволившее авторам избежать влия-
ния ЭКГ. Биоуправляемый респиратор дублируется автомати-
ческим монитором, который включается в тех случаях, когда с
помощью респиратора не обеспечивается необходимый . ритм
дыхания. .........
.98
Разработанный респиратор обеспечивает управление объемом
подаваемого воздуха и частотой дыхания. Дальнейшие работы,
как отмечают авторы, направлены на создание пропорциональ-
ного управления для регулирования также скорости подачи воз-
духа, что позволит пациенту производить глубокое и поверхност-
ное дыхание.
В другой работе, проведенной В. А. Полянцевым, исследовано
биоуправляемое искусственное дыхание, автоматически поддер-
живающее 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 ко-
манд от дыхательного центра к дыхательным мышцам из-за бло-
кады нервно-мышечных синапсов. В то же время афферентный
поток импульсов дыхательного центра *и сам дыхательный центр
остаются интактными. Для управления аппаратом искусственно-
го дыхания использовались сигналы дыхательного центра, иду-
щие по диафрагмальному нерву.
В экспериментах частота дыхательных движений автомати-
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 лег-
кие. Эксперименты показали, что дыхательный центр животного,
изменяя длительность залпа в небольших пределах, легко уста-
навливает необходимый уровень вентиляции.
Биопотенциалы скелетных мышц могут быть использованы
также в аппаратуре, предназначенной для исследовательских це-
лей. Мы приведем всего лишь один пример, взятый из работы
[69], в которой авторы ставили своей целью выяснить роль про-
приоцептивной афферентации в происхождении гиперкинеза, ха-
рактерного для дрожательной формы паркинсонизма.
Для изучения механизма ритмических движений была созда-
на экспериментальная установка, позволяющая нарушать обыч-
ное соответствие между движением кисти и афферентацией,
идущей от мышц. Это можно сделать различными способами,
однако наибольший интерес представляет управление этой уста-
новкой от биопотенциалов мышц сгибателей кисти. В этом слу-
чае 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, да-
лее они усиливаются и поступают в фазовращатель, позволяющий
плавно менять фазу сигнала от 0 до 180°. К выходу фазовращате-
ля подключен балансный усилитель, в нагрузке которого имеют-
ся катушки электромагнита. Сердечник электромагнита прикреп-
99
4*
лен к концу платформы, на которой раополагаегся рука испытуе- ’
мого..Таким образом, направление движения платформы зависит 1
от полярности выпрямленного сигнала.
Предварительные исследования, проведенные на больных!
паркинсонизмом, показали, что синфазные с ЭМГ изменения су-1
ставного угла, по-видимому, увеличивают степень синхронизации -!
активных двигательных единиц, а при противофазных выиуж-’
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 био-
электрического управления, предназначенные, в основном, для
управления исполнительными механизмами протезов и ортопеди-
ческих аппаратов. В этих, случаях речь шла о замене функции
эффекторного (исполнительного) органа искусственными устрой-
ствами 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 си-
туации, когда эффекторные и рецепторные системы сохранны,
а связи их с ЦНС нарушены. В таких случаях естественно возни-
кает необходимость восстановить эти нарушенные связи. Эта за-
дача может быть решена посредством использования биопотен-
циалов. Итак, речь идет о специальной системе биоэлектричес-
кого управления, которую можно определить как систему био-
электростимуляции (БЭС).
Использование электрической стимуляции для управления
физиологическими функциями имеет достаточно многолетнюю
историю. Истоки ее уходят по крайней мере в 1840 ,г., когда вни-
мание физиологов было привлечено к эффектам, возникающим
При электрическом раздражении мышц. Галлер в работе о мы-
шечной возбудимости суммировал-ранние эксперименты в этой
области, а Уайт сообщил о клинических наблюдениях с использо-
ванием электротерапии. Значительный интерес представляет ра-
бота Л. Гальвани, опубликованная в 1791 г., «Влияние электри-
ческого раздражения на мышечное движение» [312]. Фундамен-
тальные 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. элек-
тростимуляции в лечебных целях- .
100
Мы не будем касаться общих вопросов электростимуляции,
уКажем лишь некоторые особенности ее применения.
" При определенных параметрах электрического раздражения в
еозбудимых ткалях возникает усиление их активности, причем
ответная реакция по своему характеру может быть близкой к
естественной. Варьируя 'величину, продолжительность и частоту
импульсов тока, можно достаточно подробно анализировать от-
ветные реакции стимулируемых тканей и рефлекторных дуг и
таким путем изучать функциональное состояние исследуемых
систем. В этом кратко состоит основная предпосылка для исполь-
зования электростимуляции в .диагностических целях. Понятно,
что при изменениях функционального состояния, обусловленных
патологическим процессом, реакция стимулируемых структур
изменяется. Это дает возможность путем электростимуляции оп-
ределить функциональное состояние нерва, мышцы, мионевраль-
ного синапса у человека в норме и при некоторых формах пато-
логии.
Наиболее часто электростимуляция применяечся не для диаг-
ностических, а для лечебных целей. Прямое раздражение нервов
и мышц в лечебных целях дает возможность:
— предупреждения мышечной атрофии при выпадении или рез-
ком ослаблении двигательных функций;
— увеличения силы мышечного сокращения при некоторых
видах дистрофии мышечной ткани, невритах и полиомиелите;
— поддержания денервированных мышечных волокон в хоро-
шем 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 исполь-
зовать электростимуляцию не для активации мышц, а, напротив,
для подавления их спастической активности у больных с цере-
бральными параличами и повреждениями спинного- мозга [288].
В другой работе [290] сделана попытка подавления клонуса
путем биоэлектростимуляции малоберцового нерва. Возникаю-
щая при этом активность передней большеберцовой мышцы реф-
лекторно тормозит клоническую активность трехглавой мышцы
голени. Интересной представляется также возможность избира-
тельной стимуляции только афферентных нервов для управления
активностью частично изолированного вследствие повреждения
участка спинного мозга [289]. "
Электростимуляция нервов может применяться также с целью
оказания влияния на деятельность желез внутренней секреции.
Это обстоятельство открывает перспективы применения стимуля-
ции взамен введения в организм химических препаратов (гармо-
нозаместительная терапия) [22а]. Последнее имеет существен-
ное значение, так как способствует сохранению, а в некоторых
101
случаях и восстановлению нормальной деятельности желез внут-
ренней секреции и тем самым нормального функционального со-
стояния 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 восстанавли-
вать не только силу пораженных мышц, но и утраченный двига-
тельный навык. Этого можно достигнуть, снабдив многоканаль-
ный стимулятор определенной программой — последовательного
включения тех или иных каналов, продолжительностью их рабо-
ты и параметров раздражающего тока. Такие попытки предпри-
нимаются [3—5, 100, 132, 326]. Систему электростимуляции мож-
но сделать функционально гораздо более гибкой, если вместо
фиксированных программ иметь возможность произвольно уп-
равлять параметрами и работой стимулятора. Для этой цели
можно с успехом применить .метод биоэлектростимуляции, отли-
чительной особенностью которого является непременное наличие
управляемой связи между организмом и стимулятором и использо-
вание в качестве управляющих стимуляторов сигналов биопотен-
циалов тех или иных тканей и органов. Подчеркнем, что речь идет
не о применении усиленных биопотенциалов в качестве раздра-
жающих стимулов, а об использовании биопотенциалов в роли
управляющих воздействий, модулирующих работу стимулятора.
Система биоэлектростимуляции имеет ряд преимуществ в
сравнении с обычными способами электростимуляции. При элек-
тростимуляции, как правило, не ставится задача получения ка-
кого-либо дифференцированного движения. Применяя метод био-
электростимуляции, можно рассчитывать получить достаточно
сложные движения, близкие к движениям здоровой конечности,
так как для стимуляции используется программа и та последо-
вательность включения работающих мышц донора, которая на-
блюдается при выполнении требуемого двигательного акта. По-
лучение таких «отслеживающих» движений основывается на
следующих допущениях [132, 402]: 1) функции одних и тех же
мышц управляющей и управляемой конечностей являются доста-
точно идентичными; 2) имеется возможность избирательного уп-
равления отдельной мышцей и даже отдельными группами дви-
гательных единиц; в некоторых пределах зависимости между
силой, скоростью, длиной мышцы и параметрами стимуляции
почти линейны; 3) сила, развиваемая управляемой мышцей, про-
порциональна силе, развиваемой управляющей мышцей (или
величине стимулирующего тока). Поэтому любые изменения про-
грамм, задающих движение, будут воспроизводиться в виде из-
менений 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 автобио-
электростимуляции
j — пациент;
2 — биопотенциалы;
3 — усилитель;
4 — электронный переключатель;
5 , 6 — стимуляторы;
7 — электроды
8 — сигналы обратной связи
3
двигательной активности, так и с помощью управляющих про-
грамм (команд), записанных, например, на магнитную пленку.
Поэтому при биоэлектростимуляции имеется возможность пост-
роения таких замкнутых систем управления, в которых стимуля-
ция органов и тканей осуществляется с помощью отведения их
собственной биоэлектрической активности (автобиоэлектрости-
муляция). В целях автобиоэлектростимуляции могут быть ис-
пользованы одноименные мышцы с сохранной функцией, синер-
гисты 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 элек-
тростимуляции» при мышечной недостаточности, обусловленной
парезами и нарушением кровоснабжения, был Кербер [370].
Блок-схема предложенного им устройства для стимуляции пока-
зана на рис. 32. Биопотенциалы 2, отводимые от пациента /, уси-
ливаются 3 и поступают в электронный переключатель 4 и стиму-
ляторы 5 и 6. Переключатель предназначен для блокирования
в моменты раздражения усилителя биопотенциалов и подключе-
ния соответствующих групп электродов 7 или 8 к пациенту.
Достоинства предлагаемого способа, как указывает сам ав-
тор, состоят в том, что стимулирующие воздействия могут пода-
ваться в различной временной последовательности на различные
мышцы и мышечные группы. Описанная блок-схема хорошо про-
думана и, по-видимому, могла бы успешно выполнять свои
функции. Однако мы не могли установить, была ли она реализо-
вана 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 биоэлектрости-
муляцией. Разработанная система предназначалась для избира-
тельной стимуляции малоберцового нерва у больных гемипле-
гией в переносную фазу шага. Дело в том, что поражение .мото-
:1Q3
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 пользо-
ваться. В тех случаях, когда электровозбудимость пораженных
мышц сохранена, может быть использована электрическая сти-
муляция.
Основная идея функциональной электрической стимуляции
заключается в том, чтобы заменить выпавшую функцию мало-
берцового нерва и активировать пораженную мышцу в нужную
фазу шага при ходьбе. Для этого в одежде больного размещает-
ся портативный стимулятор, произвольно управляемый самим
больным; выход стимулятора подведен к двигательной точке па-
рализованной мышцы. Таким образом, больной может осущест-
влять произвольный контроль возбуждения парализованной
мышцы.
В дальнейшем, на основе исследований Либерсона в Югосла-
вии, был создан серийный функциональный электрический сти-
мулятор РО-8 [114, 325]. Он состоит из стимулятора, электродов
и выключателя, расположенного в каблуке. Раздражающие сти-
мулы возникают во второй половине опорной фазы шага, когда
каблук отслаивается от опорной поверхности и когда срабаты-
вают контакты, включающие стимулятор. Для стимуляции ис-
пользованы прямоугольные импульсы длительностью 0,2—
1,0 мсек, амплитудой не менее 55 в и частотой следования
30—55 гц. Длительность действия пачки раздражающих импуль-
сов подбирается индивидуально и составляет 0,3—1,7 сек. Для
получения более равномерной походки в начале и конце дейст-
вия стимулов их амплитуда плавно повышается и плавно пони-
жается. Электроды накладываются на кожу над малоберцовым
нервом и несколько выше головки малоберцовой кости.
В рассмотренном случае включение стимулятора осуществля-
лось механическим устройством (пяточным выключателем), сра-
батывающим в определенную фазу шага. Водовниковым с со-
трудниками [43, 483, 484] была предпринята попытка осущест-
вить систему биоэлектрического управления стимулятором с
использованием электрической активности передней большебер-
цовой мышцы здоровой конечности. В этом случае отводимые
биопотенциалы подвергались усилению и последующей обработ-
ке, включавшей временную задержку на длительность, необходи-
мую для включения стимулятора в нужную фазу шага поражен-
ной конечности.
Первые эксперименты показали техническую возможность
построения такого стимулятора, однако для практических целей
авторы считают более простым использовать устройство с пяточ-
ным выключателем. Для случая стимуляции мышц ног-сущест-
104
ценным является то обстоятельство, что при ходьбе имеет место
определенная последовательность смены фаз, и то, что на протя-
жении двойного шага одна и та же фаза не повторяется. Это по-
ложение существенно облегчает создание многоканальных сти-
мулов как с программным, так и с биоэлектрическим управлени-
ем. 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 на-
дежды в решении этих задач связывают с биоэлектростимуля-
цией. Естественно, что ее применение эффективно лишь при таких
поражениях, когда нарушена иннервация мышц, но их остаточ-
ные возможности достаточны для восстановления хотя бы части
утраченных функций.
Исследования, выполненные на здоровых людях с использо-
ванием многоканальных стимуляторов, показали, что таким пу-
тем 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 та-
кими параметрами электрических стимулов, как их частота, ам-
плитуда, длительность и скорость нарастания. Используемые в
стимуляторе параметры следующие: амплитуда импульсов 20—
40 в, длительность 0,2 мсек, частота следования 70 гц. Подключе-
ние стимулятора к цепи раздражающих электродов осуществля-
ется с помощью ключа-реле, произвольно управляемого биопо-
тенциалами, отводимыми от мышц донора. Когда их электричес-
кая 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 восстановле-
ния функций пораженных, мышц. В этом направлении сейчас ра-
ботают в разных странах, особенно интенсивно в СССР, США и
Югославии.
Л. С. Алеев и С. Г. Бунимович [3—5] для этих целей разра-
ботали шестиканальный стимулятор «Миотон». Биопотенциалы,
снимаемые с донора, усиливались и подавались на интеграторы;
огибающая ЭМГ поступала на вентильное устройство, к которо-
му 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 осо-
бенностей пациента. Проведенные эксперименты позволили
105
получить некоторые движения и, в частности, хватательные дви-
жения (сжатие кисти в кулак); схват тремя пальцами (большим*
указательным и средним); разгибание кисти е одновременным!
сгибанием предплечья и др. 1
Лонг с сотрудниками (клиника Хайленд-Вью, США) [383} ’
разработали ортопедический аппарат — кистедержатель, в кото-
ром смыкание кисти достигается пассивно за счет пружины*
а раскрытие — активно, путем стимуляции паретичных мышц-
разгибателей. Источником сигналов для управления стимулято-
ром служила мышца с сохранившейся иннервацией (в данном
случае трапециевидная). Отводимые от нее биопотенциалы после
усиления поступали в стимулятор, частота и амплитуда импуль-
сов которого пропорциональна уровню биоэлектрической актив-
ности. Для осуществления раскрытия кисти пациент делает лег-
кое 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 бо^ее суще-:
ственных причин, например большого числа одновременно раз-
дражаемых 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 использова-
нии многоканальной биоэлектростимуляции. Поэтому исследова-
тели Кейсовского технологического института (США) разрабо-
тали 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 про-
стейшем случае используются датчики угловых перемещений, по-
казания 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 су-
ставах, предлагается использование вычислительной машины для
учета не только углового положения в суставах, но и угловых
скоростей. На рис. 33 приведена блок-схема системы биоэлектро-
стимуляции со следящими обратными связями [43, 428, 485].
Применение таких устройств наряду с повышением точности ра-
боты обеспечивает еще и некоторую адаптивность системы —
возможности автоматической подстройки параметров стимули-
106
рис. 33. Блок-схема мно-
гоканальной биоэлект-
ростимуляции со следя-
щими обратными свя-
зями
1 - ЦНС;
2 — скелетные мышцы;
3 — специализированная
вычислительная маши-
на;
3, 4 — стимуляторы;
Я|—стимулируемые мыш-
цы ноги;
5, 6 — угловые датчики;
7 — визуальная обратная
связь;
8 — тактильно-вибрацион-
ная обратная связь
рующего сигнала. Однако, если использовать собственную элект-
рическую активность стимулируемых мышц, то контроль за
уровнем их активности может быть осуществлен путем «биоэлек-
тролокации» [5, 235]. Сущность этого способа состоит в том, что
об активности стимулируемой мышцы судят по электро-
миограмме, отводимой через раздражающие электроды. Реали-
зация 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 вы-
званной ЭМГ осуществляется в паузах между стимулирующими
импульсами) и разделение по частоте.
Определенный методический интерес представляют разработ-
ки, реализующие принцип биоэлектростимуляции и используе-
мые 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, позволя-
ющий автоматически выбирать в каждый момент оптимальную
частоту раздражений.
Работа стимулятора изучалась на нервно-мышечном препара-
те лягушки. Выход стимулятора — генератора импульсных
сигналов — был соединен с нервом, а его вход — с мышцей". Ча-
стота 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
107
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 возмож-
ность построения самонастраивающихся биоэлектростимуляторов.
Рассмотренные примеры не исчерпывают всех возможностей
метода биоэлектростимуляции. По-видимому, практическое при-
менение его будет со временем расширяться. Однако уже сейчас
можно высказать некоторые ограничения, касающиеся возмож-
ностей 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 здо-
ровом организме заменяется менее дифференцированной систе-
мой с заведомо меньшим числом исполнительных органов (эффек-
торов). 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 ус-
ловиях. -ч
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 нерв-
ных стволах даже ниже порогов моторных аксонов), с другой
стороны, блокированием афферентных сигналов, попадающих в
фазу рефракторнбсти после воздействия стимулирующими им-
пульсами. Ограничениями применения биоэлектростимуляции
может быть также непостоянство порогов, их изменение по ходу
вызванного движения, близость порога раздражения к болево-
му порогу у пораженных мышц и т. п. Тем не менее накопленный
к настоящему времени положительный опыт применения биоэлек-
тростимуляции позволяет надеяться на то, что сфера использова-
ния 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 чело-
век-оператор, в настоящее время представляет актуальную зада-
чу. Подавляющее большинство биотехнических систем основано
на использовании управляющих сигналов, формируемых челове-
ком-оператором за счет перемещения частей тела (движений
рук, ног, изменения положения центра тяжести тела, перемеще-
108
яием туловища и т. п.). Увеличение скорости переработки инфор-
мации и выдача управляющих сигналов, повышение надежности
и работоспособности системы в специфических условиях — все
это требует поиска таких управляющих сигналов, которые позво-
лили 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 компо-
ненты движений [103, 397].
Можно попытаться сформулировать особенности и преиму-
щества биотехнических систем, использующих биоэлектрические
потенциалы и, в конечном итоге, расширяющие функциональные
возможности оператора.
1. Биоэлектрические системы обладают повышенным (на 40—
80 мсек), по сравнению с ручным управлением, быстродействием.
2. Имеется возможность использовать для управления техни-
ческими устройствами «нетипичные» мышцы (например мимичес-
кие мышцы лица, мышца живота, спины и др.), а также Другие
мышцы, мало участвующие в основных видах движений.
3. Повышение надежности управления за счет использования
биоэлектрической системы в качестве дублирующей. • =
4. Облегчение естественных движений оператора путем созда-
ния сервосистем, управляемых биопотенциалами.
5. Использование управления по типу «биоэлектрического
образа» позволяет создать системы одновременного и независи-
мого управления большим числом устройств.
6. Выработанные в нормальных условиях координированные
навыки ’биоэлектрического управления механизмами не нару-
шаются в усложненных условиях (перегрузки, невесомость
и т. д.).Например, биоэлектрическая система позволяет осуще^
ствить управление в условиях почти полной вынужденной непо-
движности.
7. Имеется .возможность включения в биотехническую систе-
му устройств биоэлектростимуляции, позволяющих произвольно
или по определенной программе управлять отдельными движе-
ниями или целым комплексом сложных движений оператора.
8. Использование биопотенциалов отдельных органов и тка-
ней в диагностических целях позволяет оценивать и следить за
функциональным состоянием оператора.
Перечисленные выше особенности и преимущества биоэлек-
трического управления позволяют эффективно проектировать
такие системы, в которых необходимо: во-первых, уменьшить
время регулирования; во-вторых, увеличить силовые возможно-
сти человека и, наконец, обеспечить одновременное и независи-
мое управление большим числом переменных.
Рассмотрим реализованные к настоящему времени или проек-
тируемые технические системы с биоэлектрическим управлением.
109
Рис. 34. Экспериментальная установка
при слежении за целью
1 — генератор возмущений;
2 — визуальный индикатор;
3 — цель;
4 — следящая точка;
5 — рукоятка управления;
6 — съем биопотенциалов;
7 — усилитель биопотенциалов;
8 — фильтр выделения огибающей;
9 — аналоговое устройство;
10 — регистрирующее устройство ;
11 — переключатель
Любое .взаимодействие человека-оператора с техническим
устройством связано с определенной затратой времени. Это вре-
мя от момента появления сигнала до реализаций движения скла-
дывается из времени восприятия, переработки информации, по-
сылки ее к исполнительным элементам (мышцам) и инерцион-
ности самих исполнительных элементов. Как показывают психо-
физиологические 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 желатель-
но. Оно может быть достигнуто за счет использования биоэлек-
трического 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 пере-
мещающейся целью проведены рядом исследователей [284, 295,
494].
Экспериментальная установка, использованная в наших ис-
следованиях, состояла из индикатора, генератора, задающего
сигнал и органа управления (рис. 34). Она позволила регистри-
ровать и определять параметры переходных процессов как био-
электрической, так и ручной системы управления. Входным сиг-
налом для оператора явилось появление на экране осциллографа
луча (метка «цель»). Другая метка — «следящая» являлась сиг-
налом обратной связи и положение ее на экране было пропор-
ционально либо положению угла поворота рукоятки, либо степе-
ни напряжения мышцы.
Задача испытуемого заключалась в том, чтобы при восприятии
внезапно появляющейся команды (задающего сигнала) произ-
вести с максимально возможной скоростью соответствующее от-
ветное действие (отслеживание заданного уровня). Оператор
должен был с помощью ответного действия свести к нулю рассо-
гласование между уровнем, соответствующим команде, и уров-
нем, соответствующим ответному действию. В экспериментах за-
НО
рис. 35. Осциллограммы при.
слежении за цепью
/ — возмущение;
2механограмма движе-
ния;
3 — огибающая ЭМГ;
/ ЭМГ —.латентный период по
ЭМГ;
/•л.м —латентный период по
моторной реакции опе-
ратора;
/уст — переходный процесс
давались четыре дискретных уровня. Подача команд осуществ-
лялась в произвольной последовательности. Передаточное отно-
шение биоэлектрического канала составляло 0,4 мм/мкв. При
ручном управлении оператор перемещал «следящую» метку с по-
мощью поворота рукоятки, инерцией которой можно было прене-
бречь. В этом случае передаточное отношение рукоятки состав-
ляло 5 мм/ерад. Величина задающего воздействия и реакция опе-
ратора регистрировались (рис. 35).
В экспериментах принимали участие три оператора, обладав-
ших навыками управления ручной и биоэлектрической система-
ми. В каждом отдельном случае оператору предлагалось не ме-
нее 10 попыток; Латентный период при ручном управлении по
усредненным данным составлял 240 мсек, а при биоэлектриче-
ском управлении 203 мсек.
Другим примером может служить разработка фирмы «Дан-
лэп Ассошиэйтс» (США) устройства включения систем управле-
ния самолетом от биопотенциалов мышц [218] . Электроды, отво-
дящие сигналы управления, закрепляются в шлеме пилота и в
местах соприкосновения с мимическими мышцами лица. Исполь-
зуя биоэлектрическую систему, удалось уменьшить время вклю-
чения устройства на 80 мсек. Особенностью данной системы яв-
ляется также то, что в ней используются для включения «нети-
пичные» мышцы и предусмотрена возможность автоматического
переключения на ручное управление спустя 125 мсек после сра-
батывания устройства.
Выигрыш во времени может быть полезен и при управлении
автомобилем. Обычно время от момента принятия водителем ре-
шения 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» поз-
волит сократить тормозной путь на 5 м.
. В настоящее время исследуется возможность замены ручного
управления периодически включаемым биоэлектрическим для
111
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. I
В. И. Бабушкин и сотрудники [14] показали, что с возрастанием ?
величины действия перегрузки появляется и возрастает электри-
ческая активность скелетных мышц. При этом в начале действия
перегрузки электрическая активность достигает больших значе-
ний, чем в стационарном режиме. Оператор, подвергающийся по-
перечной перегрузке примерно в 5ч-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 сопротивле-
нием скафандра или высотно-компенсирующего костюма. Поэто-
му- в подобной ситуации может потребоваться механическая по-
мощь, движущейся руке или поддержка ее в требуемом поло-
жении.
В одной из таких систем движение штурвала, управляющего
тангажом самолета, заменено подачей биоэлектрических сигна-
лов от двуглавой и трехглавой мышц плеча, ,а рука пилота за-
крепляется на подлокотнике, связанном со штурвалом. Третьим
источником сигналов являются мимические мышцы лица. При
постоянной величине тангажа пилот, напрягая мышцы лица, под-
держивает постоянный курс самолета [268].
В другом устройстве, действующем также при перегрузках,
осуществляется более сложная задача — перемещение руки, по-
мещенной в аппарат-шину, «вверх — вниз», «к себе — от себя»
при помощи биопотенциалов мышц. Эта задача была решена
совместными усилиями космической лаборатории и биотехниче-
ской лаборатории ^Калифорнийского университета [398, 473].
К катапультному креслу типа «Меркурий» крепился кронштейн
с шиной, поддерживающей руку оператора в требуемом положе-
нии. Действия перегрузок (до 10 ед.) моделировались с помощью
пружин, противодействующих движениям руки. Шина перемеща-
лась с помощью электроприводов, управляемых биопотенциала-
ми мышц плечевого пояса.
Рассмотрим эту работу более подробно, так как на ее при-
мере 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 ис-
кусственно создаваемых перегрузках в 1, 3 и 6 ед. Далее сигналы
с выхода магнитофона, сглаженные фильтрами низких частот,
112
Таблица 2
Активность мышц плечевого пояса при различных движениях руки
Мышца Движение руки
вверх к себе вниз от себя
I и II ва- рианты I и II ва- рианты
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 (относитель-
но некоторого уровня) и надпороговые значения амплитуд сиг-
налов; подпороговые значения обозначались Q, надпорого-
вые —I.
В табл. 2 приведены усредненные данные, полученные в экс-
периментах с шестью испытуемыми, при больших величинах на-
грузок.
Обработка результатов показала, что для практических целей
можно ограничиться только четырьмя мышцами (табл. 3), в ре-
зультате чего логическое устройство может быть упрощено.
Результаты исследований четырех запрограммированных движе-
ний показали, что процент правильных движений возрастал по
мере числа проб и, в конечном итоге, стабилизировался «(иссле-
дования для каждого испытуемого продолжались до 3—4 час).
Таблица 3
Логика управления четырьмя мышцами
Мышца Движение руки
вверх вниз к себе от себя
I и II ва- рианты
Головки дельтовидной мышцы передняя ►средняя 1 0 0 0 0 1 0 0 0 1
задняя 0 1 0 0 0
Большая грудная , 0 0 1 1 1
113
Второй этап работы заключался в исследовании динамики
управления движением шины в одной плоскости «вверх — вниз»
и должен был позволить ответить на вопрос: сможет ли опера-
тор точно управлять шиной руки? Скорость перемещения шины
задавалась экспериментатором вручную, а испытуемые должны
были, управляя биоэлектрической системой, остановить движе-
ние и поддерживать шину в заданном положении. После корот-
кого периода тренировки, длящегося 1—2 мин, все четверо испы-
туемых 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 состав-
ляла около 0,2 сек,
И, наконец, в третьей серии экспериментов исследовалась за-
дача 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 по-
ложения 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, -перемещаю-
щих руку «вверх — вниз», «к себе — от себя». Это указывало на
то, что мышцы, на которых укреплялись электроды, не вовлека-
лись в работу. По мере возрастания скорости движения наблю-
далось ухудшение точности манипулиро-
И вания.
: У Таким образом, используя электриче-
• Г-Н скую активность трех головок дельтовид-
/ г < J Н°Й И большой грудной МЫШЦ, МОЖНО
— 1 : построить счетно-решающее логическое
- в-1 устройство, обеспечивающее любое из че-
лЙЬ'; тырех основных движений шины. При
этом мелкие движения кисти не оказыва-
' ли влияния на работу логического устрой-
/ ; > ства- Нет принципиального различия меж-
; I ду управлением протезами и различного
/ Ц :: i рода-функциональными манипуляторами.
/ и Естественно, поэтому принципы биоэлек-
Н 1 трического управления находят примене-
J ние и в РазРаботке манипуляторов.
\ IBL До нелавнего времени манипуляторы
применялись главным образом для ди-
станционного воспроизведения движений
рук человека в условиях, в которых его
Рис. 36. Первый биоэлектрический манипулятор
114
пребывание опасно или недопустимо (атомная и химическая
промышленность, глубоководные исследования и др.). Теперь
интерес к манипуляторам и другим антропоморфным механиз-
мам существенно возрос в связи с расширяющимся использо-
ванием манипуляторов в промышленности для выполнения са-
мых разнообразных производственных процессов [95].
Первая попытка создания биоэлектрического манипулятора
принадлежит советским исследователям и относится к началу
развития БЭСУ. В 1957 г. был разработан гидравлический при-
вод для искусственной руки, клапаны которого управлялись с по-
мощью биопотенциалов оператора (рис. 36).
По этому пути возможно создание разнообразных по функ-
циональному назначению роботов, послушно отслеживающих
движения человека.
Другая задача состоит в созданйи технических устройств, об-
ладающих такой же подвижностью, как и двигательный аппарат
человека, но отличающихся от него, например, резким увеличе-
нием развиваемых усилий, переносимых нагрузок. Уже известно
несколько разновидностей «Маи ampliefiers», в управлении кото-
рыми используются биопотенциалы скелетных мышц. Так, в
течение многих лет Корнельская космическая лаборатория раз-
рабатывает экзоскелетон, который представляет собой сложный
механизм, состоящий из 46 вращательных пар [329, 418, 421].
Конструкция и расположение этих сочленений выбраны так, что
экзоскелетон, будучи надетым на человека, не стесняет его дви-
жений. Подвижные сочленения оснащаются сервоприводами,
благодаря которым человек сумеет развивать усилия, значитель-
но 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 «Gene-
ral Electric». Такой ходячий гигант высотой в двухэтажный дом
будет управляться биопотенциалами скелетных мышц человека-
оператора, помещенного внутрь этого механизма. Предполага-
ется для более гибкого управления использовать сигналы обрат-
ной связи непосредственно от отдельных сочленений механизма
и воздействовать этими сигналами на отдельные чувствительные
участки кожи человека. Эти примеры иллюстрируют скорее на-
метившиеся проекты, чем законченные разработки. Трезво оце-
нивая трудности на пути реализации таких систем, мы полагаем,
что принципы биоэлектрического управления будут совершен-
ствоваться и их применение в разработках антропоморфных ме-
ханизмов окажется полезным.
Глава IV
УПРАВЛЕНИЕ БИОПОТЕНЦИАЛАМИ СЕРДЦА
. -1
«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 об-
наружено в 1856 г. Келликером и Мюллером [375] посредством’ I
физиологической-индикации— они наблюдали синхронные с сок- |
ращениями 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 иссле-
дования сердечной деятельности получила широкое распростра-
нение 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 гене-
зе отдельных элементов электрокардиограмм и связи этих эле-
ментов с возникновением и распространением возбуждения в раз-
личных отделах сердца, а также с экстракардиальными влия-
ниями.
Подробное описание нормальной и патологической ЭКГ до-
статочно полно освещено во многих руководствах.
Для последующего изложения представляется необходимым
описать наиболее существенные элементы ЭКГ и оценить
возможности использования их в качестве управляющих сигна-
лов.
На рис. 37 представлена нормальная ЭКГ человека. Она
состоит из строго последовательных колебаний биопотенциалов,
именуемых зубцами ЭКГ, которые отделены друг от друга отно-
сительно постоянными по времени интервалами. Зубцы и интер-
валы ЭКГ дают возможность судить о таких важных показате-
116
лЯх работы сердца, как автоматизм, скорость проведения возбуж-
дения, наличие или отсутствие добавочных очагов возбуждения.
Помимо этого некоторые изменения структуры ЭКГ достаточно
строго коррелируют с изменениями метаболизма как всего мио-
карда, так и его различных отделов.
Из сказанного можно сделать заключение, что ЭКГ в целом
и ее отдельные элементы весьма информативны, так как отража-
ют 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 нор-
мальных условиях возбуждение периодически возникает в сину-
совом узле, что и определяет нормальный синусовый ритм, кото-
рый колеблется у практически здоровых людей в покое в доволь-
но широком диапазоне, от 50 до 90 сокращений в минуту. О нем
можно судить по наличию и форме зубца Р и продолжительно-
сти 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 пред-
сердию. Его величина обычно не превышает 0,15—0,2 мв, а дли-
тельность 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 исполь-
зование как сигнала, могущего выполнить командную роль. Тем
не менее имеются задачи, в которых необходимо в целях управ-
ления использовать именно зубец Р. Речь идет о случаях нару-
117
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, jR, S и Т.
Зубец Q — непостоянный элемент желудочкового комплекса.
Он отсутствует более чем у 15% здоровых людей. Величина это-
го отрицательного зубца крайне невелика — 0,05—0,2 мв. В на-
стоящее время зубец Q не используется в целях управления,
и перспективы его использования в качестве управляющего сиг-
нала весьма проблематичны.
Зубец R является наиболее постоянным элементом желудоч-
кового комплекса. Его амплитуда относительно велика и состав-
ляет 0,5—2,5—3 мв. Именно поэтому зубец R наиболее широко
используется в качестве командного сигнала во многих устрой-
ствах, 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 стано-
виться даже отрицательным. Изменения зубца Г и положение
интервала S — Т относительно изоэлектрической линии имеют
исключительно большое значение для диагностики многих забо-
леваний сердца, в частности для определения эффективности кро-
воснабжения миокарда желудочков. Существенным является то
обстоятельство, что изменения —смещения относительно изо-
электрической линии интервала S—Т, а также некоторое изме-
нение величины и формы зубца Т, являются характерными по-
казателями 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 сигна-
лизирующей, например, о развитии острого расстройства коро-
нарного кровообращения.
Говоря об использовании элементов ЭКГ в целях управле-
ния, 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, предназна-
ченных для длительного наблюдения и автоматической сигнали-
зации о состоянии сердечной деятельности человека в случаях,
когда невозможно исключить движения пациента и другие при-
чины, ведущие к помехам, необходимо использовать наиболее по-
мехоустойчивые отведения, т. е. отведения, в которых зубец R
118
имеет максимальную величину. В связи с этим заслуживает вни-
маний . использование различных прекардиальных отведений,
в которых амплитуда зубца /? достигает максимальных значе-
ний, а помехи от биопотенциалов мышц относительно невелики.
Создание систем биоэлектрического управления от ЭКГ, по-
видимому, было связано прежде всего со стремлением исследо-
вателей глубже проникнуть в изучение физиологии сердца.
Ритмическая деятельность сердца с относительно постоян-
ными интервалами между сокращениями обусловлена самой
природой сердечного автоматизма ,и достаточно постоянными
условиями распространения возбуждения по миокарду [54]. Это
определяет и соответствующий характер биоэлектрической ак-
тивности сердца, строго закономерную последовательность
зубцов, и интервалов в ЭКГ и определенную связь их с фазами
кардиоцикла.
На протяжении сердечного цикла меняются все его парамет-
ры: показатели возбудимости, характер сокращения, коронар-
ный кровоток, афферентная импульсация и др. Изучение этих
параметров в их временной динамике представляет существен-
ный интерес в связи с исследованием самого сердца, а также
всей системы кровообращения.
Это и явилось основной причиной, побудившей исследовате-
лей искать методические пути, открывающие возможность изу-
чения 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; опреде-
лить возбудимость, установить его геометрические параметры»
измерить уровень коронарного кровотока или же получить дан-
ные о метаболизме.
До введения в физиологический эксперимент электронной
техники, хотя и были попытки исследовать некоторые физиоло-
гические характеристики сердца в различные фазы его деятель-
ности посредством использования в качестве управляющих сиг-
налов механических эффектов, закономерно возникающих в
процессе сердечной деятельности и достаточно строго связанных
с определенными фазами кардиоцикла, однако полученные ре-
зультаты 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 об-
наружил, что электрическое раздражение большой силы, наноси-
мое в течение систолы желудочка, не вызывает добавочного со-
кращения— экстрасистолы, которая закономерно возникает в
119
случае, если электрическое раздражение, даже меньшей силы, )
'будет нанесено во время диастолы. Это исследование было про-
ведено Мареем на сердце лягушки, визуальное наблюдение за
сокращением которого и определяло момент нанесения раздра-
жения. Исследования Марея привлекли внимание многих физио- 4
логов 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 биоэлектри-
ческого управления с использованием зубца 7? в качестве уп-
равляющего сигнала.
В экспериментальных работах Гуккера [342] Уиггерса [503]
л других было обнаружено интересное явление: оказалось, что
при небольшой продолжительности действия электрического тока
в одних случаях у собак возникает фибрилляция желудочков,
в других нет. Естественно, что одним из предположений, объяс-
няющих этот эффект, явилось то, что электрическое раздражение
попадало в различные фазы сердечного цикла. При этом, по-ви-
димому, имелась такая фаза, в которой возникновение фибрилля-
ции было резко облегчено. В дальнейшем эта фаза была обна-
ружена и названа ранимой (vulnerable). Для исследования при-
роды этого явления в 1936 году группа американских физиоло-
гов и инженеров: Феррис, Кинг, Спенс и Вильямс [301] провела
экспериментальную работу на интактных овцах. Электрическое
раздражение сердца осуществлялось через электроды, закреп-
ленные по обеим сторонам грудной клетки подопытного живот-
ного. Включение раздражающего тока с помощью электронного
реле производилось в различные фазы кардиоцикла. В качестве
управляющего сигнала использовался зубец 7? подопытного жи-
вотного, который через определенный, регулируемый эксперимен-
таторами отрезок времени включал раздражающий ток. Таким
образом, впервые был практически осуществлен принцип био-
электрического управления.
Работа этих авторов была опубликована в одном из техни-
ческих журналов (Electrical Engineering) и длительное время
оставалась не замеченной физиологами. Этим, по-видимому, мож1-
но объяснить то, что в систематических исследованиях возбуди-
мости сердца в различные фазы кардиоцикла (Брукс, Гофман,
Саклинг и другие [269]) использовалось два генератора: один из
них выполнял роль искусственного водителя ритма, а второй ис-
пользовался в качестве генератора электрических импульсов,
тестирующих состояние возбудимости миокарда. Регулируя ве-
личину задержки, авторы могли подавать тестирующий сигнал в
различные фазы кардиоцикла. Заметим, что в этом обстоятельном
120

исследовании, получившем широкое признание, возбудимость
миокарда изучалась в условиях выключения нормального сину-
сового ритма и его замены искусственным водителем. Естествен-
но, что особенно заманчивым было получение возможности изу-
чения изменения возбудимости миокарда в различные фазы
кардиоцикла при условии сохранения естественного ритма.
Реализация такой возможности не представляла принципиаль-
ной трудности в связи с развитием радиоэлектроники. Поэтому
почти одновременно в разных странах появились работы, в ко-
торых с целью изучения возбудимости миокарда в различные
фазы кардиоцикла использовалась специальная электронная
аппаратура, названная кардиосинхронизирующей.
В 1959 г. такая аппаратура была разработана нами для ис-
следования возбудимости миокарда [61]. К настоящему времени
известны различные конструкции кардиосинхронизатора, обус-
ловленные спецификой требований, которым должен отвечать
прибор. К этому вопросу мы еще вернемся ниже. Здесь же необ-
ходимо отметить, что в любой модификации кардиосинхронйза-
тор должен состоять из трех функциональных блоков: блока фор-
мирования электрокардиографического сигнала, блока регули-
руемой задержки и блока формирования управляющего импуль-
са. Помимо этих функциональных узлов в схему кардиосинхро-
низатора обычно включают устройства оптической индикации,,
дающие возможность наблюдения на экране осциллоскопа за
ЭКГ, устройства для записи ЭКГ и отметок срабатывания выход-
ного блока.
В зависимости от назначения выходного устройства конст-
рукция 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 в.
устройстве можно предусмотреть включение стимулятора в каж-
дом цикле или включение в каждом 10-м, 20-м и т. д. цикле.
При включении на выходе кардиосинхронизатора рентгенов-
ского аппарата кардиосинхронизатор должен обеспечить вклю-
чение 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 диагностиче-
ских и лечебных целях.
Поскольку в некоторых случаях для управления могут ис-
пользоваться одновременно два или большее число сигналов,
притом не являющихся биоэлектрическими по своему происхож-
дению, в конструкции синхронизирующего устройства должен
быть предусмотрен дополнительный канал, позволяющий помимо
фазы кардиоцикла учитывать фазу другого сигнала, например
дыхания (пневмокардиосинхронизация).
121
Кардиосинхронизирующие устройства могут быть построены
тю типу универсальных, конструкция которых предусматривает
возможность использования их для управления набором разно-
образных выходных устройств. Другой тип — специализирован-
ные кардиосинхронизаторы, предназначенные, например, для
рентгенографии (фазорентгенокардиограф), исследования возбу-
димости миокарда (кардиоэксцитограф) и др.
Кардиосинхронизаторы могут иметь два режима работы:
режим однократного действия, с последовательной выдачей од-
ной или двух команд для управления в кардиоцикле, и режим
непрерывного действия, обеспечивающий выдачу одной или
двух команд в каждом текущем кардиоцикле и отвечающий на-
перед 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 мультивиб-
ратора с катодной связью, в анодную цепь которой включена
одна из обмоток поляризованного реле. Зубец R ЭКГ вызывает
срабатывание ждущего мультивибратора. При этом реле Р\ сра-
батывает. Контакт К\ замыкает анодную цепь тиратрона Л2 и
начинается заряд конденсатора С4 через регулируемое сопротив-
ление /?9. В момент, когда напряжение на емкости С4 достигает
величины потенциала зажигания тиратрона, возникает разряд
и срабатывает реле Р2, группа контактов которого K2i приводит
в действие выходное устройство. Группа контактов К22 включает
другую обмотку этого поляризованного реле Р\, 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 включе-
ния выходного устройства в начале систолы, в момент, совпада-
ющий; на ЭКГ с восходящим коленом зубца 7?, вследствие неко-
Рис. 38. Схема кардиосилхронизатора
122
ЭКГ
рис. 39. Блок-схема кардио
синхронизатора
1 — блок усиления и фор-
мирования импуль-
сов;
2 — осциллограф;
3 — блок запуска;
4 _ счетчик импульсов;
5 — блок управления;
6 — селектор Р зубца;
7 — селектор импульсов;
8 — блок задержки;
9 — коммутатор;
10, /Л 12 ~~ исполнительные уст-
ройства
Программы
селектора
торой инерционности реле и всей системы, может возникнуть не-
обходимость задержки на величину, незначительно превышаю-
щую 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 кардио-
цикла возможна лишь при условии постоянства фазовых соотно-
шений в кардиоцикле за время исследования. Это условие выпол-
няется лишь в ограниченных случаях. В основном же фазовые со-
отношения в кардиоцикле не остаются постоянными, и даже у
здоровых людей, находящихся в состоянии покоя, могут значи-
тельно изменяться с изменением частоты сердечных сокращений.
Поэтому случайный характер генерации импульсов сердцем
требует при разработке приборов применения эффективных при-
емов 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 исклю-
чаются.
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 формиро-
вания импульсов, на блок.запуска и на осциллографический блок.
Сформированная последовательность импульсов, соответствую-
щая началу и концу комплексов сердечного цикла, поступает на
вход селектора Р зубца ЭКГ, блок счетчика импульсов. Блок за-
пуска задает начало работы счетчика, который работает все вре-
мя. Со счетчика снимается импульс, соответствующий концу
зубца Т, а следовательно, и концу электрической систолы
123
«сердца (рис. 40), и подается на вход блока управления. Блок
управления выдает команду селектору Р зубца ЭКГ на приня-
тие очередного Р зубца следующего комплекса и задает начало
работы блоку селекции импульсов в заданном интервале време-
ни. Очередной Р зубец ЭКГ, если он находится в заданном ин-
тервале времени, оговоренном при исследовании, включает блок
задержки, который может выдать один или два импульса в за-
висимости от условий работы конечной аппаратуры. Задержка
выбирается в зависимости от программы исследования. Возвра-
щение схемы в исходное состояние осуществляется блоком задер-т
жки, если заданные условия выполнены или блоков
селекции, если Р зубец ЭКГ не попал в заданный интервал вре-
мени
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 выхо-
дов— три. Поэтому прибор имеет на выходе три исполнительных
устройства.
Рассмотрим работу программ селектора (рис. 39, 40), кото-
рый задает режим прибору. Обозначим ?i и ?2—время задержки
исполнительных устройств от командных сигналов U\ и U2- В ре-
жиме рентгенографии оба задержанных импульса подаются на
исполнительное устройство 3, которое срабатывает дважды через
время ?! и ?2. При ангиокардиографии задержанный импульс по-
дается на исполнительное устройство 1. После выполнения усло-
вия введения контраста импульсы U\ и U2 управляют исполни-
тельным устройством 3, как и в первом случае. При селективном
заборе проб крови из полостей сердца и крупных сосудов задер-
жанный импульс Ui подается на исполнительное ..устройство /,
Рис. 40. Временные диаграммы
универсального кардиосинхро-
низатора
а-ЭКГ;
б — сформированные импульсы;
в, г — отметки начала и конца зуб-
цов ЭКГ;
д — отметка конца зубца Т\
е — отметка начала следующего
комплекса Р, QRS, Г;
ж — отметки селекции импульсов в
заданном интервале времени;
з -г отметка работы блока за-
держки
124
Рис. 41. Принципиальная схема универсального кардиосинхронизатора
9
выход
импульс V2 возвращает исполнительное устройство 1 в исходное
состояние. Режим.контрапульсатора и избирательная перфузия
объединяются в одну программу с предыдущей. При синхрониза-
ции 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 соответ-
ствующем отведении. После предварительного усиления лампой
Л1 сигнал подается на последующий усилитель-ограничитель
Л4 и одновременно на ограничитель по минимуму Л2, выделяю-
щий зубец R ЭКГ, назовем его R сигналом. R сигнал запускает
триггер на лампе Лз, в аноде лампы которого находится реле Pi.
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 электрокардиографиче-
скими импульсами запускается триггер Шмидта (Ле), выдающий
последовательность импульсов, длительность которых соответст-
вует длительности комплексов Р, QRS, Т ЭКГ. Эти импульсы
дифференцируются RC цепочкой и ограничиваются диодами
Di и D2. Задний фронт каждого импульса поступает на кольцевой
счетчик, выполненный на лампах с холодным катодом Л\з-^-Л\&.
Счетчик выделяет каждый третий импульс, соответствующий
концу зубца Т ЭКГ. Этот импульс поступает на управляющую
лампу Л9, в анодную цепь которой включено реле Р$. Реле Рз
служит для подключения блока селекции Р импульса на выход
блока усиления и формирования. Одновременно контактами
этого реле сбрасывается триггер на лампе Л3 и подается питание
на блок селекции импульсов в заданном интервале времени.
Следующий комплекс, кардиоцикла преобразуется в последова-
тельность импульсов, передний фронт которых соответствует
началу комплексов Р, QRS, Т ЭКГ. Зубец Р опрокидывает
триггер, срабатывает реле Р2, его контакты замыкают сетки
ламп Л2о и Л22 на шасси. Если зубец Р этого комплекса ЭКГ
пришел в нужном интервале времени, тиратрон Л22 зажигается.
Срабатывает реле Р$, контакты которого подают питание на
блок задержки, собранный на тиратронах Лц и Л15. Начинается
заряд емкостей в цепях поджигающих электродов тиратронов
Л14 и Л15. Скорость заряда, а следовательно, и время задержки
регулируются потенциометрами и R??. При зажигании .тира-
тронов импульс отрицательной полярности через программ-селек-
Тор поступает на выходной блок. Одновременно импульс тират-
рона Л)5 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 нодано. Возврат блока управления в неход-
кое состояние в этом случае осуществляется импульсом с тира-
125
трона Л21 блока селекции импульсов в заданном интервале
времени, который срабатывает при достижении максимально раз-
решенного времени.
Прибор является универсальным и обеспечивает управление
различными лечебными, исследовательскими и диагностическими
устройствами, работа которых основана на принципе кардиосин-
хронизации. Прибор является стационарным. Питание прибора
производится от сети переменного тока 127—220 в, потребляе-
мая мощность 150 в.
КАРДИОСИНХРОНИЗАТОР И ЕГО ИСПОЛЬЗОВАНИЕ
ДЛЯ УПРАВЛЕНИЯ ДИАГНОСТИЧЕСКОЙ АППАРАТУРОЙ
Для оценки функционального состояния сердца и всей систе-
мы кровообращения в целом существенное значение имеет полу-
чение информации о сократительной функции миокарда, состоя-
нии венечного кровообращения, газовом составе крови в поло-
стях сердца и магистральных сосудах в различные фазы кар-
диоцикла.
Установление нормальных величин, характеризующих эти,
функциональные параметры сердечно-сосудистой системы, долж-
но способствовать как более глубокому пониманию фйзиологии
кровообращения здорового человека, так и более глубокому по-
ниманию механизмов патологических состояний сердечно-сосу-
дистой системы при различных заболеваниях. Мы приведем опи-
сание нескольких типов устройств, предназначенных для полу-
чения диагностических данных о состоянии сердца и сосудистой
системы в различные фазы кардиоцикла. Основу этих устройств
составляет кардиосинхронизатор, видоизменяемый в зависимо-
сти от 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 осущест-
влено несколькими исследователями [80, 502].
Эти авторы в качестве управляющего сигнала также исполь-
зовали пульсовую волну, которая регистрировалась с помощью
дифференциального мембранного манометра. Г. К. Евдокимов
и П. Г. Крайних назвали разработанный ими метод биоуправле-
ния рентгеновским аппаратом — синхрофазорентгенографией.
126
Вариабельность формы пульсовой кривой во многих случаях оп-
ределяла 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 рент-
генолог Ц. Руссо пытался использовать зубец 7? ЭКГ для вклю-
чения 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 аппара-
туры, 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 это-
му следует добавить, что сама постановка такого исследования
в те годы была мало созвучна уровню развития как самих мето-
дов 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.ана-
томическое положение сердца в грудной полости, различный сте-
пени кровенаполнения его полостей :и неодинаковая величина
объема сердца. Поэтому без строгой фиксации фазы кардиоцик-
ла в момент.съемки оказывается невозможным проведение точ-
ного сопоставления рентгенограмм, снятых в разное время ис-
следования.
Для оценки функционального состояния сердца, в частности
для суждения о сократительной функции миокарда, кровенапол-
нения полостей сердца и определения экскурсии сердца в раз-
личные фазы его деятельности, целесообразно съемку рентгено-
грамм 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. лекарствен-
ных веществ, при различных функциональных пробах), так как
дает возможность точно сопоставить рентгенограммы сердца,
снятые в различные моменты исследования. Помимо этого, по-
следовательная съемка сердца Л диастолу и систолу на Одной
рентгеновской пленке позволяет наглядно судить ~об изменении
конфигурации сердечной тени в интересующий врача период
127
кардиоцикла. Такая рентгенография сердца в двух проекциях !
должна способствовать повышению точности исследования и от- j
крывает. возможность для .получения информации о величине
ударного объема сердца в динамике. [
Все это побудило нас к разработке системы биоэлектриче-
ского управления рентгеновским аппаратом; Основу этой систе-
мы составляет описанный выше кардиосинхронизатор. Это уст-
ройство было впервые использовано нами для управления се-
рийным рентгеновским аппаратом отечественного производства
РУМ-5. В одной серии исследований производилась суперпози-
ция 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 прак-
тически здорового человека во время диастолы (Д), и рентгено-
грамма сердца этого же обследуемого, снятая во время систо-
лы (Б). В ряде случаев произво-
дилась съемка на одну и ту же
пленку рентгеновской тени сердца
в разные фазы кардиоцикла. При
этом определялся сдвиг сердеч-
ной тени, выглядевший на снимке
в виде своеобразного 'серпа. На
рис. 42, В приведена рентгено-
грамма сердца, снятая в систолу
и диастолу,— суперпозиция.
Принимая во внимание то об-
стоятельство, что изменения объ-
ема сердца происходят за относи-
тельно небольшие отрезки време-
ни, рентгенографию следует про-
изводить при минимальных вели-
чинах экспозиций. При этом, для
точного определения изменения
размеров тени сердца представ-
ляется целесообразным произво-
дить на одной пленке два снимка:
один в конце диастолы — при
максимальном кровенаполнении
сердца, другой по окончании
систолы — при минимальном кро-
венаполнении сердца. Для по-
вышения точности исследова-
Рис. 42. Рентгенограмма сердца в диа-
столе (Л), систоле (Б), в систоле и диа-
столе, суперпозиция в одном кардио-
цикле (В)
128
ния такая съемка производился в двух или большем числе про-
екций.
Работа с первым вариантом прибора показала, что кардио-
синхронизатор обеспечивает возможность рентгенографии серд-
ца в ту фазу кардиоцикла, которая представляет интерес для
исследования. Это дает возможность для проведения сравни-
тельного анализа рентгенограмм, снятых в различные фазы кар-
диоцикла.
В дальнейшем И. К. Табаровским в 1961—1963 гг. [184] был
разработан для серийного выпуска прибор ФРК-61 (фазорент-
генокардиограф). Использование этого прибора позволяет на-
блюдать на экране кардиоскопа момент включения рентгенов-
ского аппарата относительно зубца /? ЭКГ.
Аппаратура для управляемой от ЭКГ рентгенографии, раз-
работанная японскими, американскими и немецкими исследова-
телями [257, 464], в принципе весьма близка в вышеприведен-
ной, поэтому мы не будем останавливаться на ее описании.
Управляемая ангиокардиография. Многолетний опыт торакаль-
ной хирургии показал большое диагностическое значение мето-
дов 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 ха-
рактеристику. Эти данные может Дать лишь ангиография. Одна-
ко даже серийная ангиокардиография не всегда дает желаемый
результат, и этот метод исследования имеет определенные тене-
вые стороны. Так, при проведении серийной ангиокардиографии
используются большие количества контрастирующих веществ,
производится многократная рентгенография, в результате чего
возрастает доза облучения больных и обслуживающего меди-
цинского и технического персонала. При серийной ангиокардио-
графии многие кадры носят случайный характер, в связи с чем
они мало информативны.
Диагностические возможности ангиокардиографии можно су-
щественно улучшить, если производить ее в произвольно избран-
ные фазы кардиоцикла. Приобретенный к настоящему времени
опыт свидетельствует о справедливости этого утверждения.
Для целей управляемой ангиокардиографии был использован
кардиосинхронизатор, схема которого была несколько видоиз-
менена [65]. Дело в том, что для этих исследований необходимо,
чтобы кардиосинхронизатор обеспечивал как независимое управ-
ление шприцем, предназначенным для введения контрастирую-
щих веществ, так и отдельное включение экспозиции рентгенов-
ской установки. Кроме того, при управляемой ангиокардиогра-
фии необходимо регистрировать ЭКГ и отметки моментов вклю-
5 Биоэлектрическое управление
129
Рис. 43. Блок-схема управляв
мой ангиографии
1 — электрокардиограф;
2 — кардиосинхронизатор;
3,4 — исполнительные устройства-
5. 6 — шприцы; *
7 — рентгеновский аппарат
чения экспозиции. Дополнительным требованием является повы-
шенная помехоустойчивость кардиосинхронизатора (тракта уси-
ления ЭКГ) ввиду сильных помех, создаваемых рентгеновской
аппаратурой. Последнего удается избежать значительным огра-
ничением полосы пропускания усилителя ЭКГ.
Блок-схема установки для управляемой ангиокардиографии
приведена на рис. 43. Установка содержит чернилопишущий
электрокардиограф с кардиоскопом, кардиосинхронизатор с дву-
мя выходами и отметкой срабатывания рентгеновского аппарата,
автоматический шприц для введения контрастных веществ и
рентгеновский аппарат. На выходе кардиосинхронизатора име-
ется кнопка, соединяющая кардиосинхронизатор с исполнитель-
ными устройствами. Прибор позволяет с регулируемой относи-
тельно зубца 2? 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», пока-
завших возможность использования кардиосинхронизатора для
управления серийной рентгенографией. Выбором местоположе-
ния зонда, фазой введения контраста и фазой включения экс-
позиции можно визуализировать интересующие нас участки сер-
дечно-сосудистой системы. Так, например, если конец зонда
расположен в легочной артерии, а контрастное вещество вводит-
ся в фазу ранней диастолы (тотчас же после зубца Г), то экс-
позиция в середине диастолы в том же кардиоцикле дает пре-
красное 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 трех-
створчатого клапана рентгеновский аппарат должен быть вклю-
чен сразу же после зубца Т ЭКГ. Исследование правого желу-
дочка, путей оттока из него лучше всего производить, включая
экспозицию непосредственно перед зубцом R ЭКГ следующего
130
Рис. 44. Ангиограмма ствола легочной артерии (А) и венечных сосудов (Б, В)
после введения в аорту контрастного вещества в фазу диастолы (левая стрел-
ка), при экспозиции синхронно с зубцом Р ЭКГ (Б) и началом зубца Т (В)
(В, В — по Боучеку и др. [266]).
никла. Для хорошего рассмотрения мелких ветвей легочной
артерии (3-го и 4-го порядков) контрастирующие веществ насле-
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 ка-
чественные снимки. Так, для лучшего выявления основных вет-
вей венечных сосудов контраст необходимо вводить в средней
131
5*
трети диастолы, а экспозициюв’ключатьвконцечдиастолы. Вто. _
ричные ветви венечных сосудов лучше всего видйы, если эксп& ’
•зиция включается в фазу зубца 7? ЭКГ следующего цикла.
Опыт управляемой артериальной ангиографии венечных со
судов показал, что для получения качественных ангиограмм ве-
нечных сосудов необходимо удлинить диастолу. Это достигается,
введением через зонд минимальных доз Чацетил-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-образ-
ной трубкой с двумя автоматическими шприцами. Первый пред,
назначен для введения 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 су-
щественные преимущества перед таким героическим воздействи-
ем, 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 ко-
ронарных артерий, который может возникнуть в процессе иссле-
дования. При точно подобранных дозах ацетил-холин вызы-
вает 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 ко-
личества контрастных веществ, которые можно вводить повторно
в одном обследовании, при этом уменьшается суммарная доза
облучения больного.
Управляемая ангиография оказалась полезной и для иссле-
дования 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 рабо-
тами Николаи [410], Крамера [376] и Маттеса [396] в Герма-
нии и работами отечественных исследователей Е. М. Крепса,
М. С. Шипалова и Е. А, Болотинского [101]. Ими было найдено,
132
чТ0 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 сообще-
ний 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 маги-
стральных сосудов, можно определить не только наличие пато-
логического 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 про-
ходящем и отраженном свете. Первые предназначались для на-
блюдения за насыщением крови кислородом у человека без на-
рушения целости сосудистой системы, вторые были применены
как для целей непрерывного, наблюдения без нарушения цело-
сти 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 кардиологи-
ческой клинике, где. приходится производить исследование газо-
вого состава большого количества проб крови. При обычном спо-
собе забора проб кровь отсасывается шприцем через зонд и по-
мещается в отдельный стерильный сосуд под слой вазелинового
масла. Затем для определения газового состава пробы стабили-
зированной 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 боль-
ного до 10—15 проб крови, то в общем кровопотеря при исследо-
вании составит от 75 до 150 мл крови. Чтобы устранить потерю
крови, был разработан проточный оксигемометр. В этом приборе
сердечный зонд соединяется последовательно с прозрачной кю-
ветой и шприцем, которым из зонда производится забор пробы
крови в прозрачную кювету, где и происходит определение на-
сыщения крови кислородом с помощью отражательного оксиге-
мометра. После произведенного измерения проба крови возвра-
щается в кровеносную систему больного. .При описанном выше
использовании проточного и кюветного оксиметра возможно
лишь определение усредненного газового состава крови за не-
сколько кардиоциклов. Это обедняет диагностическую ценность
433
метода, так как для успешного проведения дифференциальна
диагностики в некоторых случаях важно получить информаций
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, име-
ется при наличии патологических сообщений с переменным на-
правлением сброса крови, при одностороннем, но кратковремен-
ном сбросе и др. В этом случае анализ проб, забранных обычным
путем, может и не обнаружить изменений газового состава кро-
ви, так как при этом анализу подвергается лишь средний газо-
вый состав крови, который при кратковременных нарушениях
меняется лишь незначительно. Из сказанного следует, что реше-
ние некоторых вопросов диагностики требует разработки метода
селективного забора крови, т. е. такого забора, при котором
пробы крови поступали бы из сердца в определенные произволь-
но 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 актив-
ность сердечной мышцы для автоматического управления устрой-
ствами, 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 аппара-
туры, управляемой биотоками сердечной мышцы, позволяющей
производить при зондировании поиск, селективный забор и ана-
лиз 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 селектив-
ного забора и анализа проб крови при зондировании. Для ре-
шения поставленной задачи нами была использована установка,
блок-схема которой представлена на рис. 45.
Зонд 1, введенный в исследуемую полость сердца или про-
свет сосуда, соединен с металлической кюветой проточного окси-
метра 2, предназначенного для определения величины насыще-
ния крови кислородом. Проточный оксиметр состоит из метал-
лической кюветы 3, в полости которой помещено магнитное
тело 4, приводимое во вращение расположенным вне кюветы
магнитом 5, вращающимся на оси электромотора 6, отражатель-
ного фотоэлемента определенной спектральной чувствительно-
сти 7, блока питания осветительных лампочек 8 и чувствитель-
ного гальванометра 9. Этот проточный отражательный оксиметр
с магнитной мешалкой предназначен для быстрого определения
процента насыщения крови кислородом, что необходимо для
134
рис. 45. Блок-схема установки для селективного забора проб крови
/ — зонд; 9 — гальванометр;
2 — проточный оксиметр; 10 — манометр;
3 — кювета; Ц — вакуумнасос;
4,5—магниты; 12 — 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 11, электромагнитного клапана 12
и блока управления этим электромагнитным клапаном 13. В ка-
честве вакуум-насоса мы использовали применяемый в хирурги-
ческой 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 со-
стоит из усилителя биопотенциалов 14 и кардиосинхронизато-
ра 13. Для решения данной задачи использовался кардиосин-
хронизатор, несколько отличающийся от обычного, а именно:
для «вырезания» нужного участка ЭКГ вместо ранее применяв-
шегося выходного мультивибратора с электромеханическим
реле используется триггерная ячейка, включающая электромаг-
нитный клапан. При открывании клапана полость кюветы соеди-
няется с системой низкого давления и таким образом заполня-
ется кровью. Время, в течение которого клапан остается откры-
тым, регулируется произвольно. По истечении определенного
времени контакты реле, управляющие электромагнитным клапа-
ном, 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-
135
дечно-сосудистой системы, где предполагается наличие патоло-
гического 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 разреже-
ние 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 кар-
диоцикла, 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 харак-
тер. В то же время методы гистохимического и авторадиогра-
фического изучения сердца, распространенные в настоящее вре-
мя, не учитывают этого фазового характера и поэтому соответ-
ствующей обработке и последующему анализу, как правило, под-
вергаются 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 ис-
следования. 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 сбра-
сывание его в замораживающую среду в произвольно выбран-
ную 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 кар-
диосинхронизатора.
Электрическое раздражение сердца с использованием кардио-
синхронизатора. Как известно, в процессе деятельности сердца
функциональное состояние его динамически изменяется, так что
в различные фазы кардиоцикла возбудимость миокарда оказы-
136
вается различной. В связи с этим при изучении возбудимости
сердца представляется необходимым электрический стимул по-
сылать в точно определенный момент кардиоцикла, произвольно
выбранный экспериментатором.
При исследовании на изолированном сердце или при хирур-
гическом вмешательстве, позволяющем непосредственно мани-
пулировать на сердце, для электрического раздражения миокар-
да в различные фазы кардиоцикла ранее были использованы
малочувствительные механические реле. Так, например, к плечу
энгельмановского рычажка, записывающего сокращения желу-
дочков сердца, крепился электрический контакт, который при
перемещении рычажка в определенный момент замыкал элек-
трическую цепь. Изменяя положение контактов, эксперимента-
тор 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 воз-
будимости сердца был крайне трудоемок, относительно груб и
главное позволял проводить исследование лишь в остром опыте.
В последние годы для нанесения электрического раздраже-
ния в различные произвольно выбранные моменты кардиоцикла
используют кардиосинхронизатор [63]. Сочетание кардиосин-
хронизатора со стимулятором дает возможность через фиксиро-
ванные 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 мбмент, сов-
падающий на ЭКГ с восходящим коленом зубца /?, вследствие
некоторой инерционности реле и системы, включающей электро-
стимулятор, может возникнуть необходимость задержки на ве-
личину, незначительно превышающую период кардиоцикла.
В экспериментах момент нанесения электрического раздраже-
ния может быть для контроля документально зафиксирован на
электрокардиограмме. Отметка осуществляется подачей напря-
жения на электрокардиограф в момент замыкания выходного
^>еле. •
Таким образом, при помощи кардиосинхронизатора экспери-
ментатор, произвольно отставляя по времени от зубца R электро-
кардиограммы момент включения электростимулятора, может
наносить электрическое раздражение в любую произвольно вы-
бранную фазу кардиоцикла. Эта методика обеспечивает прове-
.дение эксперимента со вживленными в сердце электродами. По-
следнее значительно расширяет возможности как эксперимен-
тального исследования возбудимости, так и других биофизиче-
ских характеристик сердца. В хроническом эксперименте для
•оценки реакции сердца на электрический стимул могут быть ис-
пользованы как регистрация биотоков сердца, так и другие фи-
. 137
энологические показатели, характеризующие деятельно^
сердца. ь
Экспериментальное изучение электровозбудимости сердцу
различные фазы кардиоцикла позволило обнаружить изменен^
этого важнейшего показателя функционального состояния сер»,
ца при возникновении патологических состояний, обусловленный
развитием инфаркта миокарда, после введения различных фа»,
макологических препаратов. Так, например, Б. П. Расторгуй
[162] в лабораторий М. Е. Райскиной обнаружил у подопытных
собак при развитии инфаркта увеличение времени ранимой фазы
сердца.
ИСПОЛЬЗОВАНИЕ КАРДИОСИНХРОНИЗАТОРА
ДЛЯ 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 электрости-
муляторами); 2) введение лекарственных веществ (приборы, ав-
томатически управляющие работой инъекторов); 3 )частичная
разгрузка сердца (приборы, управляющие работой насосов, вклю-
ченных в систему кровообращения, или же специальные устрой-
ства, обеспечивающие синхронное с работой сердца обжатие все- :
го тела или его отдельных частей,— контрпульсаторы).
Терапевтическая электростимуляция сердца. Вскоре после от-
крытия Гальвани и Вольта электрических явлений в живых орга-
низмах возникла идея (Альдини, 1802 г.; цит. по [105]) использо-
вания электрического тока для стимуляции мышцы сердца с
целью восстановления нормальной деятельности после его оста-
новки. Попытка реализовать эту идею в эксперименте оказалась
безуспешной. Длительное время цосле работы Альдини этот воп-
рос 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 дея-
тельности после остановки.
В 1898 г. была опубликована работа швейцарских физиологов
Прево и Бателли [422], в которой они сообщили о том, что раз-
дражение сильным электрическим током сердца собаки, желудоч-
ки которого находятся в состоянии фибрилляции, приводит к пре-
кращению фибрилляции и восстановлению нормальной ритмиче-
ской 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-
138
^ення сердца в случаях прекращения сердечной деятельности,
ызванных отравлением эфиром и зажатием трахеи. При этом
н указал, что раздражение внутренней поверхности сердца бо-
°е эффективно, чем раздражение его через электроды, наложен-
ие на поверхность грудной клетки.
Н Первое удачное использование в клинике раздражения элек-
трическим 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 клини-
ческой медицине используется два вида терапевтической электро-
стимуляции сердца:
— однократная электроимпульсная стимуляция используется
для восстановления нормального ритма сердечной деятельности
при таких формах аритмии, как фибрилляция желудочков, мер-
цание и трепетание предсердий, некоторые формы предсердной и
желудочковой тахикардии и экстрасистолии;
— длительное ритмическое раздражение желудочков сердца
успешно применяется для лечения больных, у которых в резуль-
тате атрио-вентрикулярной блокады частота сердечных сокраще-
ний существенно снижена или же периодически возникает асисто-
лия (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 диа-
пазоне, однако во всех случаях на сердце подается большой вели-
чины электрический стимул, способный создать одновременную
деполяризацию всех волокон миокарда и тем самым восстановить
нормальный синусовый ритм.
Электроимпульсная терапия фибрилляции желудочков не тре-
бует использования кардиосинхронизатора, так как деятельность
сердца при этой весьма опасной для жизни форме аритмии пол-
ностью дезорганизована. Здесь речь может лишь идти о надеж-
ной индикации фибрилляций желудочков с целью автоматической
сигнализации о ее наступлении или же об использовании биопо-
тенциалов фибриллирующего сердца в качестве управляющих
сигналов для автоматического включения электростимулятора.
Существенное значение для успешного использования" элек-
троимпульсной терапии имеет физическая характеристика раз-
дражающего электрического тока. Последнее обусловлено тем,
что использование электрического, раздражения относительно
большой продолжительности, например переменного тока боль-
шой силы, может оказать повреждающее действие на сердце. Так,
в случаях, когда терапевтическому воздействию подвергаются
139
люди, у которых сохранена или мало изменена ритмическая де-
ятельность желудочков сердца, электростимуляция может вц.
звать возникновение фибрилляции желудочков. Причиной этого-
эффекта является совпадение момента нанесения электрического
р-аздражения с «ранимой» фазой сердца. Согласно данным Фер-
риса и соавторов [301], такая вероятность при использовании,
большой силы переменного тока длительностью около 0,1 сек до-
статочно велика — до 6%, а при использовании разряда конден-
саторов большой мощности при длительности раздражения по-
рядка 0,015 сек, согласно данным В. Б. Малкина, она меньше и.
составляет 2—3% 1117]. В исследованиях этих авторов было по-
казано, 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 исполь-
зования электроимпульсной терапии важное значение имеет вы-
бор оптимальных параметров раздражающего тока.
В СССР по инициативе и под руководством Л. С. Штерн, уче-
ника Прево (впервые обнаружившего терапевтический эффект-
электрического раздражения сердца в случаях фибрилляции же-
лудочков), 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 воз-
никновения у них фибрилляции желудочков. Этот метод, по ре-
комендации Л. И. Фогельсона, был в 1949 г. впервые успешно ис-
пользован В. Б. Малкиным и для снятия фибрилляции предсер-
дий у собак в случаях, когда она была вызвана длительным раз-
дражением индукционным током [117,119]. В дальнейшем этот во-
прос был детально экспериментально разработан Н. Л. Гурвичем
[58], Б. М. Цуккерманом и Н. Л. Гурвичем, которые в 1959 г. в со-
дружестве с А. А. Вишневским впервые успешно применили элек-
троимпульсную терапию для леченйя мерцательной аритмии в-
клинике [194].
Введению в клиническую практику электроимпульсной тера-
пии, по-видимому, способствовало то обстоятельство, что до на-
стоящего времени использование фармакологических препаратов-
для восстановления нормального ритма сердечной деятельности
при многих формах аритмий остается малоэффективным. Поми-
мо этого некоторые препараты, например хинидин, обладают в
терапевтических дозах токсическим действием.
Использование в клинике для лечения больных электроим-
пульсной терапии определило дальнейшее совершенствование са-
мого метода. При этом естественно возникла мысль: для профи-
лактики возможного повреждающего действия на сердце элек-
трического тока использовать биоупрявляемую систему, т. е.
включать электрическое раздражение автоматически с помощью»
кардиосинхронизатора, предварительно установив задержку сра-
140
батывания электростимулятора так, чтобы полностью ис-
,1Ючить возможность совпадения момента стимуляции с ранимой
фазой кардиоцикла.
т Достаточно большой опыт использования в клинике биоэлект-
рически управляемой посредством кардиосинхронизатора элект-
роимпульсной терапии при лечении различных форм аритмий на-
копил Лоун [388, 389]. Хороший терапевтический эффект, соглас-
но данным этого автора, использовавшего для восстановления
нормальной сердечной деятельности синхронизированный с нера-
нимой 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 исполь-
зуемого им метода. По его данным, 3500 применений стимуляции
ни в одном случае не привели к возникновению фибрилляции же-
лудочков. Весьма примечательно, что Лоун указывает на целе-
сообразность комбинированного метода лечения мерцательной
аритмии посредством сочетания введения больным хинидина с
электроимпульсной терапией. Эта рекомендация заслуживает
серьезного внимания, так как ясно, что электроимпульсная тера-
пия сама по себе в большинстве случаев не может дать стойкого
терапевтического эффекта. Последнее обусловлено тем, что при-
чина, вызвавшая возникновение аритмии,— изменения в процес-
се развития патологического состояния возбудимости и скорости
проведения возбуждения по миокарду, как правило, после элект-
роимпульсной 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. Пос-
ле кратковременного замедления сердечной деятельности, через
пять кардиоциклов, восстанавливается нормальный сердечный
ритм. В настоящее время, в связи с введением в практику кардио-
логических клиник метода электрического снятия мерцания пред-
сердий, некоторыми фирмами начат серийный выпуск дефибрил-
ляторов в комплексе с кардиосинхронизатором. Один из таких
приборов выпускается фирмой Нихон Конден (Япония).
Другой вариант применения дефибриллятора с биоуправлени-
ем предназначен для автоматического осуществления дефибрил-
141
ляции в случае ее возникновения. И в особенности в этом случ^
важнейшей задачей является обеспечение безопасности пациен-
та и эффективность воздействия. Иными словами, при автомата,
ческом применении даже в большей степени, чем при ручном,
должно быть обеспечено осуществление электрической стимуля-
ции сердца в заранее выбранную фазу кардиоцикла — в. фазу не-
возбудимости желудочков. Пример такого устройства — «Кар-
диоконтролер тип-132» фирмы Готард (Голландия).
Биоэлектрическое управление электростимулятором при атрио-
вентрикулярной блокаде. Нормальная работа сердца обус-
ловлена закономерным, строго последовательным возникновени-
ем возбуждения и распространением его по различным областям
сердца. Этим определяется необходимая последовательность сок-
ращения предсердий и желудочков. При нарушении проведения
возбуждения от предсердий к желудочкам — атрио-вентрикуляр-
ной блокаде — предсердия и желудочки сокращаются в независи-
мом друг от друга ритме. При этом ритм сокращений желудоч-
ков значительно ниже, чем в нормальных условиях, в то время
как ритм предсердий, как правило, существенно не изменяется.
В некоторых случаях ритм сокращений желудочков моЖет быть
столь значительно снижен, что это ведет к развитию сердечной не-
достаточности и представляет угрозу для сохранения жизни.
В таких случаях важно восстановить нормальную последова-
тельность работы сердечных камер с тем, чтобы не только вер-
нуть к норме основные гемодинамические показатели, но и сде-
лать систему стимуляции желудочков адаптивной, т. е. изменяю-
щейся 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 на-
зываемого электронного мостика между предсердиями и желу-
дочками, включающего усилитель биопотенциалов, блок
задержки и стимулятор.
Так, Геллерстайн, Шоу и Либов впервые для решения этой за-
дачи предложили электронный прибор, в котором зубец Р ЭКГ
использовался в качестве управляющего сигнала для запуска
электронного стимулятора, посылающего соответствующий элек-
трический импульс к желудочкам. Существенно, что эти авторы,
учитывая нормальные физиологические условия, характеризую-
щие работу сердца, предлагали задерживать на строго опреде-
ленное время срабатывание стимулятора с тем, чтобы сокраще-
ние желудочков следовало после сокращения предсердия.
Экспериментальная проверка показала, что использование
142
управляемого стимулятора при атрио-вентрикулярной блокаде
оказывается более эффективным, чем просто стимулятора (Сте-
фенсон 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 боль-
ных с полной атрио-вентрикулярной блокадой у 25—30% было
обнаружено периодическое спонтанное восстановление нормаль-
ного ритма. В случае использования электрической стимуляции у
этой группы больных может возникнуть «конкуренция» естествен-
ного и искусственного водителей ритма (316]. При этом у боль-
ных возникают неприятные ощущения, связанные с развитием та-
хикардии, и в случае совпадения электрического стимула с ра-
нимой фазой сердца появляется угроза возникновения фибрил-
ляции желудочков. В связи со сказанным Соутон и Норман ука-
зывают на необходимость введения в устройство искусственного
водителя сердечного ритма элемента, воспринимающего зубец R
естественного ритма и осуществляющего соответствующую за-
держку срабатывания генератора, исключающую возможность
совпадения электростимуляции с ранимой фазой сердца. Так, при
использовании водителя ритма с запросом и фиксированной ча-
стотой стимуляции желудочков в случаях, когда возникает спон-
танный импульс — зубец /?, отсчет времени для искусственного
водителя ритма начинается сначала. Конструкция такого при-
бора предусматривает отведение ЭКГ на вход прибора от элект-
родов, которые одновременно используются и для стимуляции
желудочков. Благодаря этому отпадает необходимость в нало-
жении специальных электродов для регистрации ЭКГ.
Таким образом, мы рассмотрели ситуацию, в которой искусст-
венное электрическое раздражение сердца осуществляется прак-
тически 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 аси-
столии длительностью 4—5 сек и более: потеря сознания, разви-
тие клонических и тонических судорог, которая в отдельных слу-
чаях завершается смертью больного, привела к необходимости
разработки специализированной аппаратуры, следящей за рит-
мом сердца и, в случае необходимости (при превышении интер-
валов R—R некоторого заданного значения), включающей элект-
рическую стимуляцию.
Использование аппаратуры, которая обеспечивает включение
искусственного водителя ритма при обнаружении асистолии, дол-
жно, по-видимому, быть достаточно длительного действия и не
может быть ограничено только условиями клинического исполь-
зования. По-видимому, наиболее целесообразная конструкция та-
143
кой аппаратуры описана Голкомб, Глен и Сато [341]. Разра-
ботанный этими авторами прибор состоит из двух основных
частей.
Первая часть — имплантируемая, состоит из предварительно-
го каскада усиления, передатчика ЭКГ и стимулятора. Электро-
ды, 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 внеш-
него генератора с помощью индуктивного контура. Проведенные
экспериментальные исследования показали, что разработанное
устройство достаточно эффективно.
Использование кардиосинхронизатора для управления уст-
ройствами, обеспечивающими разгрузку сердца. При различ-
ных заболеваниях могут возникать глубокие расстройства кро-
вообращения в результате недостаточно эффективной деятель-
ности сердца. С целью терапии сердечной недостаточности было
предложено использовать специальные устройства, облегчаю-
щие работу сердца и тем самым способствующие восстановле-
нию 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 необхо-
димость в поддержании искусственного кровообращения отпа-
дает.
Для решения этой задачи могут быть использованы различ-
ные средства. К настоящему времени уже накоплен некоторый
опыт их клинического применения, позволивший выработать по-
казания к использованию тех или иных устройств вспомогатель-
ного 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 экс-
тракорпоральными 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 вспомо-
гательное кровообращение осуществляется за счет использова-
ния активности различных мышц, их периодического сокраще-
ния, непосредственно осуществляющего насосную функцию;
144
к третьей группе следует отнести устройства вспомогатель-
ного 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 уст-
ройств первого типа является прибор, названный Клаусом и со-
авторами [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, умень-
шить величину выполняемой им работы на 20—30% и более.
В качестве другого примера можно привести прибор «Био-
пульс» [19], предназначенный для лечения больных с недостаточ-
ностью сердечной деятельности. Основой конструкции этого
прибора является перфузионный насос, управляемый кардиосин-
хронизатором. Преимуществом разработанной конструкции яв-
ляется возможность активного проведения фазы всасывания,
которая обеспечена применением реверсивного двигателя воз-
вратно-поступательного движения.
Также к устройствам первого типа относится разработан-
ный Шалдахом, Бюхером и Франком имплантируемый вспомо-
гательный желудочек с электронным управлением [444].
В качестве управляющего сигнала для работы таких насо-
сов авторы предлагают использовать зубец Р ЭКГ. Это позво-
ляет 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
1 — усилитель Р-волны;
2 — задержка на время Р—Q комп-
лекса;
3 — блокинг-генератор;
4 — генератор;
5 — водитель ритма;
6 — задержка включения насоса;
7 — блок регуляции длительности
накачки;
8 — регулировка давления накачки;
9 — регулировка давления отсоса;
10, И — питание магнита;
12 — электромагнитные муфты;
13 — отводящий электрод;
14 — раздражающий электрод;
15 — измерение давления в насосе;
16 — измерение давления в бедрен-
ной артерии;
17 — измерение давления в желу-
дочке
Рис. 47. Имплантируемый вспомогательный желудочек с электронным управ-
лением
145
привод с гидравлической передачей. Привод состоит из дву>
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 стимула-
цию желудочка с помощью сменного водителя ритма.
Авторы проверили это устройство в экспериментах на жи-
вотных и пришли к выводу, что его применение перспективно
в клинике.
В 1966 г., согласно сообщению Кантровица [365], двум па-
циентам был имплантирован вспомогательный «желудочек», ко-
торый мог работать непрерывно или заданное врачом время.
Опыт использования искусственного вспомогательного желу-
дочка 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 впомогательный
желудочек присоединялся к восходящей и нисходящей дуге аор-
ты так, что через него проходил весь объем крови, изгоняемый
левым желудочком сердца, за исключением порций крови, по-
ступающей в коронарные артерии. Протез работал последова-
тельно с левым желудочком, так что являлся в сущности усили-
телем сердца. Синхронность работы насоса с сердцем достига-
лась посредством биоуправления от R зубца ЭКГ. Эксперимен-
тальная проверка работы этой системы искусственного вспомо-
гательного кровообращения в длительных экспериментах на со-
баках показала ее высокую эффективность — разгрузка сердца
достигала 50%.
Вероятно, наиболее широкое распространение получил бал-
лонный метод вспомогательного кровообращения, предложен-
ный и разработанный Моулопулосом с соавторами в 1961 г.
[405]. Сущность этого метода заключается в.том, что в аорту вво-
дится с помощью катетера тонкостенный баллон из прочного
эластичного материала. В период диастолы через катетер в бал-
лон подается газ, обладающий высокой текучестью (например,
гелий). При этом давление в аорте повышается. В период систо-
лы газ из баллона отсасывается, его объем резко уменьшается
и соответственно снижается давление в аорте. Этот метод, как
показали эксперименты, в связи с его небольшой травматич-
ностью может использоваться в течение относительно длитель-
ного времени — многих часов и даже суток.
Приведенные выше способы разгрузки сердца требуют опе-
ративного вмешательства. Параллельно с этими методами был
146
предложен бескровный метод разгрузки системы кровообраще-
нйя, использующий также биоэлектрическое управление. Он за-
ключается в том, что на поверхность тела, преимущественно ко-
нечностей, одеваются пневматические камеры, в которых пери-
одически, синхронно с работой сердца то повышается, то пони-
жается давление. Примером таких устройств являются выпус-
кавшиеся серийно аппараты «Синкардон», «Вазотрон» и др.
Терапевтический эффект этого метода, по-видимому, главным
образом обусловлен снятием застойных явлений, благодаря че-
му создаются более благоприятные условия для циркуляции и
улучшения кровоснабжения самого сердца. О последнем свиде-
тельствуют работы, в которых было показано, что применение
такого рода противопульсаторов приводит к расширению коро-
нарных сосудов и способствует увеличению кровотока через них.
К этому же классу приборов может быть отнесен разработан-
ный в 1967 г. Бутко [272] аппарат непрямого массажа сердца,
который в случаях полного прекращения генерации сердцем
биопотенциалов осуществляет массаж с заданной врачом часто-
той. При восстановлении сердечной деятельности прибор авто-
матически переключается на биоэлектрическое управление, бла-
годаря чему массаж осуществляется синхронно с естественной
деятельностью сердца.
Примером устройств вспомогательного кровообращения вто-
рого типа может служить предложенный в 1960 г. Кантровицем
мышечный насос [364].
В экспериментах Кантровица использовался левый купол
диафрагмы с сохраненной иннервацией и кровоснабжением, ко-
торый отсекался от места крепления по периферии и в виде ве-
ерообразного листа подшивался вокруг сердца. Волокна диаф-
рагмальной мышцы располагались поперечно к продольной оси
желудочков. В других опытах (рис. 48) эта часть диафрагмы
была сложена так, чтобы мышечная ткань обо-
рачивалась вокруг мобилизованной дисталь-
ной части аорты, с расположением волокон
перпендикулярно продольной оси. Серебряные
электроды подсоединялись к левому диафраг-
мальному нерву. В одной серии опытов стиму-
лирующие импульсы подавались во время
систолы сердца, в другой во время диастолы.
В первом случае было улучшение показа-
теля артериального давления, во втором су-
щественно возрастало диастолическое давле-
ние, что вело к уменьшению работы сердца,
затрачиваемой на один и тот же ударный
объем.
Рис. 48. Разгрузка сердца с помощью «мышечного на-
соса»
/ — мышечная ткань; 2—аорта; 3 — диафрагмальный нерв
147
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 за-
сасывает жидкость. Во время диастолы, под действием возврат*
ной пружины, жидкость удаляется из полости насоса. Направ*
ленный ток жидкости обеспечивается клапанной системой. Экс-
перименты 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 орга-
низации скелетной и сердечной мышц. Более ^перспективно и эпи*
зодическое использование подобных приборов в качестве вспо-
могательных, средств, разгружающих сердце при повышенных на-
грузках и в случаях периодического спада сердечной деятель-
ности.
Биоэлектрическое управление инъекторам при введении
лекарственных веществ. Мы уже упоминали об использовании
кардиосинхронизатора для введения контрастных веществ. Оче-
видно, что помимо контрастных веществ с помощью кардиосин-
хронизатора в заданную фазу кардиоцикла в различные области
сосудистого русла могут вводиться и лекарственные препараты.
В некоторых случаях в клинике возникает необходимость вве-
дения лекарственных препаратов в область непосредственной
близости от патологического очага. Примером этого является
использование кардиосинхронизатора для осуществления изби-
рательной перфузии венечных сосудов в случае их тромбоза
[195, 266]. Основанием для такого терапевтического вмешатель-
ства явились экспериментальные исследования Е. И. Чазова и
соавторов, в которых было установлено, что введение тромбо-
литических веществ в первые часы после тромбоза венечных
артерий приводит к растворению тромба и восстановлению кро-
вотока. При этОхМ возникшие патологические изменения миокар-
да носят еще обратимый характер, в связи с чем при своевре-
менном 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-
148
ринолитических веществ непосредственно в области поражен-
ной артерии. Введение препаратов в общий кровоток малоэффек-
тивно, тем более что эти препараты при достижении определен-
ных концентраций оказывают уже токсическое действие.
Каким же образом можно создать высокую концентрацию1
фибролизина или какого-либо другого тромболитического пре-
парата в непосредственной близости от пораженного участка
коронарной артерии? Очевидно, что эта задача может быть ре-
шена путем введения через зонд лекарственных препаратов не-
посредственно в аорту. Ясно также, что введение этих препара-
тов будет максимально эффективным в случае совпадения мо-
мента инъекции с диастолой сердца. Введение в диастолу, т. е.
в фазу, когда коронарный кровоток достипает своего макси-
мального значения, обеспечивает возможность создания высоких
концентраций тромболитических веществ вблизи патологическо-
го очага. Это может быть достигнуто посредством использова-
ния кардиосинхронизатора, управляющего работой инъектора.
Техника этой операции практически совпадает с уже описанной
выше селективной (управляемой) ангиографией. Здесь следует
лишь заметить, что, в отличие от ангиографии, где введение ве-
ществ осуществляется одноразово, при биеуправляемой перфу-
зии инъектор должен работать в течение достаточно длительно-
го времени. Такое многократное дробное‘введение тромболити-
ческих веществ значительно ускоряет растворение тромба.
Опыт использования этого метода лечения показал, что в не-
которых случаях удается получить весьма хороший терапевти-
ческий эффект, о котором можно судить по данным динамиче-
ских изменений ЭКГ. На рис. 49 приведена схема избиратель-
ной перфузии коронарных сосудов синхронно с работой сердца
и ЭКГ, снятые у больного с острым тромбозом коронарных со-
судов до и через различные периоды времени после перфузии.
Электрокардиограммы, приведенные на этом рисунке, свиде-
тельствуют о быстром восстановлении нормальной биоэлектри-
ческой активности сердца. Так, на ЭКГ, снятых через 3 час
25 мин после начала введения препарата, уже почти полностью
отсутствуют признаки, характерные для острой ишемии миокар-
да, отчетливо выраженные на ЭКГ, снятых перед началом уп-
равляемой перфузии. На ЭКГ, снятых через 10—12 час, практи-
чески наступает полная нормализация ЭКГ [265].
Определенный интерес представляют исследования Г. И. Си-
доренко [167], разработавшего биоуправляемый дозаторунепре-
рывного действия для введения в кровеносное русло различных
лекарственных веществ. Особого внимания заслуживает пред-
ложение автора использовать систему обратных связей для ав-
томатического управления инъекторами. В частности, в качест-
ве сигналов обратной связи могут быть использованы те или иные
изменения ЭКГ: их появление в зависимости от программы мо-
жет служить сигналом для прекращения введения или, наобо-
рот, увеличения дозы вводимого вещества.
149
живи
Рис. 49. Схема избирательной перфузии
А — положение'катетера в сердце;
Б — блок-схема управляемой избиратель-
ной перфузии;
1 — катетер, введенный в аорту, его боко-
вое отверстие находится на уровне ве-
нечных сосудов;
2 . — шприц;
3 — кардиосинхронизатор с программным
устройством;
4 — электроды для ЭКГ;
В — функциональные параметры сердечно-
сосудистой системы при перфузии;
венечных сосудов
5 давление в аорте;
6 — коронарный кровоток;
7 — ЭКГ;
8 — фазы кардиоцикла; стрелка — момент
введения катетера;
Г — ЭКГ до и после* перфузии:
а — до перфузии;
после начала перфузии:
б 3 час 25 мин-
в — 10 час-,
г — 12 час
В заключение следует отметить, что биоэлектрическое управ-
ление в кардиологии получает все более и более широкое при-
менение. Л1ногие приборы и устройства, сравнительно недавно
использовавшиеся только в лабораториях, уже вошли в арсе-
нал средств интенсивной терапии.
150
Г л а в a V
ИСПОЛЬЗОВАНИЕ
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЙ АКТИВНОСТИ МОЗГА
В КАЧЕСТВЕ УПРАВЛЯЮЩИХ СИГНАЛОВ
«Мы, таким образом, думаем, что электрический
флюид вырабатывается силой мозга и, возможно, разви-
вается 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 убеж-
ден, что в процессе жизнедеятельности тканевые структуры го-
ловного мозга непрерывно генерируют биопотенциалы, которые
можно регистрировать и следует изучать. Уровень развития тех-
ники в те годы, отсутствие достаточно чувствительной электро-
измерительной аппаратуры были, по-видимому, основной причи-
ной, не позволившей убедиться этому исследователю в справед-
ливости 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 моз-
га. Кэтон отмечал, что биопотенциалы головного мозга изменя-
ются 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 не-
поврежденного обнаженного мозга собаки, пришел к заключе-
нию, 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 электриче-
ских колебаний в продолговатом мозге лягушки [165а]. Сеченов
полагал, что наблюдаемое им усиление спонтанных колебаний
после отделения продолговатого мозга от лежащих выше отде-
лов мозга обусловлено возникновением двигательных ийпульсов
в моторных центрах продолговатого мозга. Таким образом, Се-
ченов также указал на то, что биоэлектрическая активность го-
ловного мозга, ее картина отражает определенные функци-
ональные сдвиги в ЦНС.
В 1912 г. В. В. Правдич-Неминскому с помощью струнного
гальванометра удалось впервые записать спонтанную биоэлек-
151
трическую активность головного мозга собаки, которую он на-
звал электроцереброграммой [160]. Этот же исследователь отме-
тил, что биопотенциалы мозга без искажения проводятся через
оболочки мозга и кости черепа, так что их можно регистриро-
вать с поверхности кожных покровов черепа.
В 1929 г. Бергер [245] впервые с электродов, фиксирован-
ных на коже черепа, записал электрическую активность мозга
человека, которую он назвал электрокефалограммой. Этот тер-
мин в английском переводе—- электроэнцефалограмма (ЭЭГ)
получил в дальнейшем широкое распространение. Бергер начал
систематическое изучение биоэлектрической активности голов-
ного мозга человека. Он описал нормальную ЭЭГ человека,
в которой предлагал выделять в зависимости от частотной ха-
рактеристики две основные группы биопотенциалов с частотой
8—12 в секунду, названные им a-ритмом, и с более высокой ча-
стотой (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 мно-
гие тысячи источников, в том числе несколько десятков Моногра-
фий. В нашу задачу, разумеется, не входит изложение основ те-
ории электроэнцефалографии и использование этого метода в
различных областях клинической медицины.
Мы лишь отметим, что изучение биотоков мозга идет, в ос-
новном, по двум взаимосвязанным направлениям. Во-первых,
изучают физиологические механизмы, ответственные за генера-
цию различных ритмов ЭЭГ (А, 0, а, 0), а также делают попыт-
ки установить связь между ЭЭГ — суммарной спонтанной био-
электрической активностью головного мозга и генерацией био-
потенциалов различными структурными элементами централь-
ной нервной системы. Во-вторых, проводят многочисленные ис-
следования, в которых устанавливают корреляцию между опре-
деленными изменениями ЭЭГ и соответствующими этим измене-
ниям сдвигами функционального состояния головного мозга,
включая и развитие различной глубины патологических состоя-
ний.
В связи с задачей использования ЭЭГ в целях биоуправления
нас, разумеется, будут больше всего интересовать исследования,
в которых была установлена жесткая закономерная связь опре-
деленных изменений ЭЭГ с изменениями физиологического со-
стояния ЦНС.
Еще на заре развития электроэнцефалографии было установ-
лено, 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-
152
троэнцефалографические фазы сна достаточно полно отражают
различную глубину сна — ритмические изменения функциональ-
ного состояния ЦНС в период сна.
Изучение ЭЭГ в клинике у больных, страдающих различны-
ми заболеваниями головного мозга, позволило выявить опреде-
ленные, закономерные изменения ЭЭГ при опухолях мозга, эпи-
лепсии 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 про-
цесса, часто еще до появления первых клинических симптомов
осложнения. При осложнениях появляются или усиливаются
медленные патологические волны» [28а, стр. 30].
Исследованиями, проведенными как в физиологических лабо-
раториях, так и в клинике, было установлено, что изменения ос-
новных констант внутренней среды, которые приводят к разви-
тию патологических состояний, вызывают закономерные измене-
ния ЭЭГ. Так были описаны во многом сходные фазовые измене-
ния ЭЭГ при сдвигах pH крови, при развитии гипогликемии, ги-
покапнии, гипоксии. Весьма примечательно, что, как правило,
независимо от причин, вызвавших развитие патологического со-
стояния головного мозга (опухолевой, воспалительный процесс,
острая гипогликемия, гипокапния или гипоксия), основным по-
казателем проявления патологии на ЭЭГ является проявление
медленной активности А- и 0-волн повышенной амплитуды. Воз-
никает, естественно, мысль о причине столь стереотипной реак-
ции ЭЭГ на различные неблагоприятные повреждающие воздей-
ствия.
Одно из наиболее правдоподобных объяснений этого феноме-
на, на наш взгляд, является то, которое было впервые сформули-
ровано И. П. Павловым, указавшим на «охранительный» харак-
тер торможения, возникающего в коре головного мозга в ответ
на различные ноцицептивные влияния [134].
Таким образом, опыт использования ЭЭГ в клинической прак-
тике, так же как и результаты многочисленных эксперименталь-
ных исследований, свидетельствуют о достаточно высокой ин-
формационной ценности ЭЭГ. Это и определило стремление ис-
пользовать ЭЭГ как весьма существенный параметр в различ-
ных задачах биоуправления. Однако использование ЭЭГ в каче-
стве управляющих сигналов сопряжено с определенными^трудно-
стями, которые до настоящего времени еще полностью не
преодолены. К ним следует отнести значительную индивидуаль-
ную вариабельность ЭЭГ у практически здоровых людей, отсут-
ствие унифицированного высокоэффективного метода анализа
ЭЭГ, наличие в записи ЭЭГ артефактов, многие из которых име-
ют физиологическое происхождение и крайне затрудняют воз-
153
можность получения хороших записей в условиях «свободного
поведения».
ЭЭГ здорового человека. Значительная вариабельность картины
биоэлектрической активности взрослых людей привела к необхо-
димости классификации ЭЭГ, т. е. разделения нормальной ЭЭГ
на различные типы, каждый из которых объединяет по опреде-
ленным признакам индивидуально весьма вариабельные ЭЭГ
разных здоровых людей.
Установлено, что фоновая, или как многие исследователи на-
зывают «спонтанная», биоэлектрическая активность мозга суще-
ственно изменяется в процессе онтогенетического развития. Из-
вестно, что у детей в возрасте до 8—10 лет на ЭЭГ в норме от-
четливо выражены Д и ©-волны повышенной амплитуды и а-ритм
имеет еще незрелую структуру. Важно, что нормальная ЭЭГ,
характерная для ребенка дошкольного возраста, имеет отдель-
ные элементы — прежде всего высокой амплитуды медленную
активность, которая не наблюдается в нормальной картине био-
электрической активности головного мозга у взрослых в бодр-
ствующем состоянии. Это обстоятельство имеет существенное
значение для классификации нормальной ЭЭГ, так как свиде-
тельствует о необходимости выделения возрастной нормы. Опыт
использования ЭЭГ метода в клинике и особенно при проведе-
нии функциональных проб дает основание сделать заключение о
том, что примерно с 18 и до 50—60 лет устанавливается доста-
точно стабильная ЭЭГ. При этом у одного и того же человека
ЭЭГ, зарегистрированные в идентичных условиях, имеют значи-
тельное сходство, т. е. каждому индивидууму присуща достаточ-
но характерная для него картина биоэлектрической активности
головного мозга. Из сказанного следует, что ЭЭГ является од-
ним из существенных элементов, определяющих индивидуаль-
ный физиологический портрет обследуемого. Это имеет сущест-
венное значение для использования ЭЭГ, ее изменений в различ-
ных автоматически действующих диагностических устройствах.
Классификация биоэлектрической активности головного мозга
здорового человека. Всякая классификация в значительной сте-
пени отражает и отношение исследователя к изучаемому явле-
нию и неизбежно в какой-то степени искажает природу этого
явления. Однако решение многих практических вопросов может
быть облегчено посредством систематизации накопленного экс-
периментального материала. Последним соображением мы и ру-
ководствовались при кратком изложении различных классифи-
каций ЭЭГ, предложенных многими авторами.
Индивидуальные особенности биоэлектрической активности
головного мозга у человека были впервые описаны в 1937 г.
154
Теннисом [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-
ные классификации ЭЭГ, стремились прежде всего определить
признаки, отличающие нормальные варианты ЭЭГ от патологи-
ческих 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 поль-
зовались различными критериями. В большинстве работ в каче-
стве таких критериев были использованы: особенности а-ритма —
его выраженность, частотная характеристика, амплитуда, форма
a-волн и др.; особенности проявления 0-ритма, а также особен-
ности проявления медленной активности А и 0-ритмов. Не оста-
навливаясь подробнее на работах, в которых авторы предлагали
различные классификации ЭЭГ, приведем лишь короткие сведе-
ния 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 0-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;
Afs — кривые с нерегулярным а-ритмом и наличием медлен-
ных волн.
На основании большого опыта исследования биоэлектриче-
ской активности головного мозга у здоровых людей и лиц, стра-
дающих эпилепсией, Ф. Гибе и Е. Гибе [320] предложили класси-
фикацию 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, патологи-
ческие изменения ЭЭГ могут быть опознаны
как по проявлению патологических форм ак-
тивности, так и по количественному (как пра-
вило, избыточному числу высокой амплитуды
А - 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 выраженно-
сти различных ритмов,составляющих ЭЭГ, таки на их амплитуд-
ных характеристиках и соотношении нормальных ритмов между
155
•собой, а также степени проявления анормальных форм активно-
сти. Основной задачей автора было обоснование таких класси-
фикационных признаков, которые бы позволили отличать вари-
анты нормальной ЭЭГ от патологически измененной. Жирмун-
ской 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 при-
надлежит большинство ЭЭГ здоровых людей, характеризуется
наличием двух основных регулярных ритмов (аир). Верхняя
допустимая граница амплитуды а-ритма—100—ПО мкв, 0-рит-
ма— 25—30 мкв. На ЭЭГ сохраняется нормальное пространст-
венное 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 коле-
бания.
К третьему типу были отнесены ЭЭГ, имеющие низкую ампли-
туду биопотенциалов (до 30—35 мкв) с маловыраженным или
полностью отсутствующим a-ритмом. В некоторых кривых от-
четливо 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] '
0 //
0,713,1
2WWWVJ
ЗМ/Ц/M/V 7'6 15’6
4 wwVWMh
7Щ8
>0f 8,9
О
1 — очень медленная активность с
частотой 0,5—2 кол/сек;
2 — медленная активность с часто-
той 3—6 кол/сек;
3 — незначительно замедленная ак-
тивность с частотой 6—8 кол/
[сек-,
4 — 6 — нормальная активность с
частотой от 8,5 до 12 кол[сек-,
7 — учащенная активность;
8 — быстрая активность;
9 — очень быстрая активность;
10 — petit mal (частота 2 цикла в
1 сек);
// — petit mal (частота 3 цикла в
1 сек);
12 — психомоторные судороги;
13 — низкоамплитудные острые спай-
ки;
14 — положительные спайки с часто-
той 14 и 6 кол[сек;
15 — высокоамплитудные острые
спайки;
16 — высокоамплитудные замедлен-
ные спайки;
17 — множественные спайки;
18 — grand mal (частота 12—35 кол[
/сек);
числа кривых: первые — % этого ти-
па активности у здоровых людей;
вторые — то же у больных
5^a/WWWWVVW

, 4 сек
М,216,3
156
о значительной индивидуальной вариабельности биоэлектриче-
ской активности мозга у человека в норме. В то же время они
позволяют отметить определенное сходство в оценке различными
авторами нормальных элементов, составляющих ЭЭГ, и патоло-
гических форм биоэлектрической активности.
Существенно, что практически почти псе классификации ЭЭГ,
в том числе и рассмотренные нами, были основаны на материале,
собранном при регистрации ЭЭГ по методике, принятой в клини-
ческой практике. Эти условия характеризуются тем, что во время
регистрации ЭЭГ обследуемые лежат в затемненном, в значи-
тельной степени звукоизолированном помещении. Такие условия
регистрации ЭЭГ являются малоприемлемыми для решения мно-
гих диагностических задач, связанных с использованием биоэлек-
трической активности головного мозга в качестве управляющих
сигналов. Эти задачи требуют записи ЭЭГ в условиях «свобод-
ного поведения», например во время пребывания в клинике,
в обычной палате или же в условиях реальной трудовой деятель-
ности.
В связи со сказанным возникает вопрос о том, как будут про-
являться индивидуальные особенности ЭЭГ в случае, если реги-
страция биопотенциалов головного мозга будет осуществляться
в обычных условиях при сохранении активней позы испытуемого,
без соответствующей звукоизоляции и при дневном или нормаль-
ном 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 прак-
тически 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 есте-
ственном или искусственном освещении и относительной звуко-
изоляции. 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%) харак-
теризуется в записях с закрытыми глазами регулярным хорошо
выраженным а-ритмом, a-индекс более 50%, частота a-ритма ин-
дивидуально различна, амплитуда a-ритма в большинстве.случа-
ев колеблется от 40 до 100 мкв и у отдельных лиц достигает 140—
150 мкв (биполярное отведение лоб — затылок); p-ритм, переме-
жающийся или накладывающийся на a-волны, составляет по
времени 20—25% записи. У некоторых обследуемых незначитель-
но выражена медленная активность, которая составляет 3—5% и
проявляется преимущественно в виде 9-волн с амплитудой био-
-потенциалов, не превышающей фоновую активность.
157
Второй тип объединяет ЭЭГ, имеющие относительно низкую
амплитуду. Он составляет 16%. Максимальная амплитуда биопо-
тенциалов не превышает в записях с закрытыми глазами 40 мкв ~
и чаще бывает порядка 25—30 мкв. ЭЭГ составляют группы а- и
0-волн. а-индекс не превышает 50—60%, 0- и A-волны составляют
5—10% записи. В записях с открытыми глазами амплитуда био-
потенциалов снижается в среднем до 15—20 мкв.
Третий тип составляет 8% ЭЭГ, на которых в записях с за-
крытыми глазами отмечается полиморфная активность. В запи-
сях, 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 зна-
чительный процент (до 25), частотная характеристика медлен-
ных 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
а-ритмом при записях,с закрытыми глазами. Пятый тип ЭЭГ
(3% случаев) характеризуется доминированием низкой ампли-
туды (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 нор-
мальной ЭЭГ (в записях с закрытыми глазами) оказались
близки к тем, которые были описаны Е. А. Жирмунской и други-
ми авторами. В связи с задачами использования ЭЭГ в целях
биоуправления можно сделать заключение, что индивидуальные
различия биоэлектрической активности мозга должны быть учте-
ны при выделении управляющих сигналов. Сразу же заметим,
что для успешного использования классификации ЭЭГ в систе-
мах биоуправления было бы существенным построение самой
классификации основывать не на результатах визуального ана-
лиза, а на данных автоматической приборной обработки ЭЭГ.
К сожалению, такой методический подход еще в известных нам
работах не осуществлен. Более того, во всех существующих клас-
сификациях каждый тип, как правило, включает еще достаточно
разнообразные как по частотной, так и амплитудным характери-
стикам кривые. Попытка с помощью статистической обработки
усреднить ЭЭГ, входящие в определенный тип, вряд ли принесет
большую пользу, так как она неизбежно приведет к потере ин-
формации.
158
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 патоло-
гических форм биоэлектрической активности мозга. Из сказан-
ного следует, что в качестве управляющих сигналов могут быть
использованы количественные сдвиги — изменения числа и ам-
плитуды 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 высоко-
частотная и низкочастотная активность и т.п.). Следовательно,
при построении автоматически анализирующих ЭЭГ приборов
необходимо предусмотреть в их конструкции устройства, способ-
ные выделять и использовать в целях управления как количест-
венные сдвиги различных частотных компонентов ЭЭГ, так и спо-
собные «узнавать» и выделять некоторые диагностически значи-
мые патологические формы активности. Необходимо иметь в
виду, что помимо указанных признаков информационное значе-
ние для оценки функционального состояния мозга могут иметь
и некоторые другие показатели, например порядок чередования
определенных ритмов, определенное пространственное (в различ-
ных отведениях) проявление различных форм активности и Др.
К сказанному следует добавить, что помимо фоновой — «спон-
танной» активности, речь о которой шла выше, определенное ди-
агностическое 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 управ-
ляющих сигналов из ЭЭГ должны быть использованы различные
методы анализа ЭЭГ [108, 131]. Касаясь методов анализа, кото-
рые могут быть использованы для вычленения управляющих сиг-
налов из сложной структуры ЭЭГ, необходимо учитывать целе-
вое назначение прибора. Так, в случаях, когда речь идет об ис-
пользовании 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 обстоя-
тельство ограничивает возможность использования многих мето-
дов 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-
159
тистических методов при решении многих задач, в которых фа1(>
тор времени не имеет столь большого значения.
Рассматривая ЭЭГ как сложную кривую, представлен
ную большим диапазоном различной частоты колебаний,
имеющих существенные вариации амплитуды, следует отме-
тить ее определенное сходство с электромиограммой. В свя-
зи с этим многие методы автоматического анализа
которые используются для анализа ЭМГ, применяются и дла
анализа ЭЭГ. К ним, прежде всего, следует отнести методы ав-
тематического измерения интенсивности биопотенциалов, реги-
страцию огибающей ритма, измерение суммарной биоэлектриче-
ской активности и др. Целесообразность практического исполь-
зования 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. Вино-
градова 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-видимому, определило то обстоятельство, что в на-
стоящее время из всех известных методов анализа ЭЭГ, произ-
водимого автоматически действующей аппаратурой в целях био-
управления, был использован в основном только один—измере-
ние суммарной биоэлектрической активности в различных частях
спектра ЭЭГ. Для определения суммарной биоэлектрической
активности используются различной конструкции интеграторы,
которые многие фирмы включают в комплект электроэнцефало-
графической аппаратуры. При этом оказывается возможным
одновременно с записью ЭЭГ регистрировать показания интегра-
тора (см., например, рис. 61), в случаях же использования изме-
нений суммарной биоэлектрической активности в качестве уп-
равляющего сигнала используют выходной сигнал интегратора.
Так, например, Бикфордом в 1949—1951 гг. [249—252] в ав-
томатически действующей биоуправляемой аппаратуре, поддер-
живающей определенный уровень наркоза, был применен инте-
гратор с конденсатором, заряжающимся через пентод, управляе-
мый усиленными потенциалами ЭЭГ. Интеграторы могут быть
использованы как для количественной оценки суммарной био-
электрической 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 Д- 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 пло-
щади. Из сказанного становится понятным, что различного про-
исхождения артефакты, лежащие в области низких частот (в
160
* и 0-диапазоне), могут в значительной степени снижать точ-
ность измерения и тем самым препятствовать практическому
использованию метода в различных биоуправляемых от ЭЭГ си-
стемах. 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 0-ритма проявляются достаточно постоянно
артефакты, обусловленные движением глаз и морганием. Если
в анализирующем ЭЭГ устройстве не будут предусмотрены спе-
циальные средства, отфильтровывающие упомянутые выше по-
мехи, диагностическая аппаратура будет работать недостаточно-
надежно и, следовательно, малоэффективно. Для того чтобы
избежать значительного влияния артефактов на показания ин-
теграторов, имеется несколько возможностей: введение специ-
альных устройств, отфильтровывающих такие биопотенциалы
(артефакты), использование отведений ЭЭГ (например, затылоч-
ного), в которых минимально проявляется медленная биоэлек-
трическая активность, не связанная с деятельностью мозга.
Рассмотрим обе возможности.
Введение специального фильтра встречает определенную
трудность, так как артефакты лежат в области А и 0-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 справ-
ляется, однако реализовать практически эту идею крайне труд-
но, потому что форма артефактной медленной активности до-
статочно многообразна и в некоторых случаях близка к полез-
ному сигналу А- и 0-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 ин-
тегратора и повышает надежность работы соответствующих
Диагностических приборов.
Известно, что артефакты, связанные с движением глаз, мига-
нием, движениями губ, языка, равно как и артефакты, обуслов-
ленные биопотенциалами кожи (кожно-гальванический рефлекс),
проявляются наиболее выражение в лобных и височных отведе-
ниях. 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 надеж-
ных 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 информация
важной для решения многих диагностических задач.
Из многочисленных работ, в которых изучение ЭЭГ проводи-
лось в период воздействия на организм различных факторов,
вызывающих развитие патологического состояния (гипоксия, ги-’
покапния, гипогликемия), известно, что лобные области являют-
ся наиболее чувствительными, в связи с чем на ЭЭГ, отводимой
с этих областей, быстрее всего появляются определенные измене-
ния (в частности, замедление ритма), которые могут быть исполь-
зованы 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 ЭЭГ
В УСТРОЙСТВАХ ОДНОКАНАЛЬНОГО УПРАВЛЕНИЯ
Перед рассмотрением работ, в которых ЭЭГ была уже ис-
пользована в системах биоуправления, целесообразно в общих
чертах оценить перспективу этого направления исследований.
Физиологические исследования и клинические наблюдения, в ко-
торых устанавливается связь между определенными изменения-
ми ЭЭГ и соответствующими физиологическими и патологиче-
скими 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 со-
стояние головного мозга, включая и интеллектуальную деятель-
ность. Существуют две крайние точки зрения, согласно первой —
неоправданно оптимистической,— в записи ЭЭГ скрыта инфор-
мация о всех сколь-либо существенных изменениях функцио-
нального состояния мозга, даже о самых интимных сторонах
интеллектуальной деятельности. О таких исследователях Г. Уол-
тер [186] писал: «Эти люди полагают, что возможность распоз-
навания 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
162
животных на ЭЭГ в бодрствующем состоянии хорошо выражен-
ного с относительно высокой амплитудой 0-ритма. Согласно
второй, излишне скептической точке зрения, возможности ЭЭГ
метода как средства оценки функционального состояния и дея-
тельности мозга весьма ограниченны. Она обычно аргументиру-
ется 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 состав-
ляют сущность работы мозга. При этом еще справедливо ука-
зывают 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 исполь-
зуется в клинической практике и физиологическом эксперименте.
В самом начале книги было уже сказано, что во многих слу-
чаях биоуправление может быть использовано в целях исследо-
вания; естественно возникает мысль и о применении этого мето-
да с целью изучения самой электроэнцефалограммы, физиоло-
гической 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 лю-
дей при действии прерывистого светового раздражения возни-
кают реакции эпилептоидного типа. Дйя проявления этих реак-
ций большое значение имеет синхронизация ритма светового
раздражения с доминирующими ритмами ЭЭГ испытуемых. При
подаче обычным способом (ручным) светового раздражения син-
хронизацию 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. Реали-
зация 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 различ-
ные временные отношения с любым ритмическим компонентом
спонтанной и индуцированной активности. Пусковой сигнал
можно устанавливать по амплитуде, частоте ритмов, а время
задержки между сигналом и вспышкой поддается регулирова-
нию в необходимом диапазоне. В результате таких исследований
было показано, что у 50% здоровых молодых людей биоуправ-
ляемое в ритме ЭЭГ световое раздражение вызывает сначала
163
6*
эпилептоидного типа пароксизмальный разряд, который пре
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 биоуправляемых устройств [36, 83], осу-
ществляющих «авторегуляцию» функционального состояния го-
ловного мозга не только с помощью триггерного включения из-
лучателя 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 некото-
рых избранных исследователем параметров ЭЭГ. Использование
ЭЭГ в целях биоуправления открывает перспективу для успеш-
ных поисков корреляции между изменениями ЭЭГ и различными
параметрами, характеризующими рефлекторные реакции. С этой
целью могут быть использованы различные раздражители, вклю-
чение которых осуществляется автоматически, в определенную
фазу, например а-волны [50].
Таким образом, можно получить существенную информацию
о функциональном значении различных компонентов!, состав-
ляющих нормальную и патологически измененную ЭЭГ. Так,
например, в настоящее время идет дискуссия по поводу функ-
циональной оценки медленной высокоамплитудной активности,
появление которой у бодрствующего человека отмечается при
действии многих неблагоприятных факторов (гипоксия, гипер-
вентиляция 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 рефлек-
торных реакций (например, простой двигательной реакции на
свет или звук), возникающих в ответ на управляемые медленны-
ми волнами ЭЭГ условные или безусловные сигналы.
В этом плане представляет определенный интерес получение
информации и о функциональной значимости a-ритма в зависи-
мости от его частоты и амплитуды. Так, например, согласно
представлениям Винера, Уолтера, a-ритм отражает работу «ска-
нирующего» 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 управ-
ления от ЭЭГ было предложено М. Н. Ливановым с сотрудника-
ми [109] для осуществления так называемого управляемого экс-
перимента. Подача раздражителя подопытному животному осу-
ществлялась в тот момент, когда коэффициенты корреляции био-
164
электрической активности двух участков затылочной коры кро-
лика, вычисляемые ЦВМ, превышали некоторую величину. Ме-
тод биоэлектрически управляемого эксперимента применяется
также для изучения зависимости реакций специфических и не-
специфических структур головного мозга от его состояния. По-
видимому, возможности управляемого эксперимента достаточно
широки. Они открывают перспективу исследования связи био-
электрической активности мозга, ее различных изменений с со-
ответствующими 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 нару-
шениями сознания, является бесспорным доказательством забо-
левания эпилепсией. При этом нарушения сознания могут быть
весьма кратковременными, а изменения ЭЭГ также эпизодиче-
скими, ускользающими от врача во время записи ЭЭГ даже при
проведении функциональных проб. Очевидно, длительные запи-
си ЭЭГ в течение многих часов в целях выявления патологиче-
ских 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 сра-
батывает при появлении в ЭЭГ характерного для эпилепсии
комплекса «пик — волна». Для выделения этого комплекса Бик-
форд использовал полосовый фильтр, выделяющий полосу в 3 гц,
и амплитудный дискриминатор. С целью обнаружения наруше-
ний сознания у пациента одновременно с включением лентопро-
тяжного механизма энцефалографа пациенту автоматически по-
даются различные раздражители, по реакции на которые можно
судить о сохранении или потере сознания во время «электрогра-
фического 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 па-
роксизмов у больных эпилепсией разработан В. А. Адамовичем
и Н. Е. Зильберманом [1] в Научно-исследовательском психо-
неврологическом институте им. В. М. Бехтерева. Авторы пола-
гают, что при правильно подобранном качестве раздражителя
и его отношении к фазе волны, входящей в пароксизм, можно
не только исследовать сознание, но и автоматически блокиро-
вать развитие пароксизма.
165
Другой метод подавления эпилептоидной активности и тем
самым предупреждения развития судорожного приступа пред-
ложен Дельгадо [78]. С помощью вживленных в мозг электро-
дов больным, страдающим эпилепсией, при появлении эпилеп-
тоидной активности автоматически подводилось электрическое
раздражение к определенному участку мозга, активация кото-
рого вызывала угнетение разрядной активности и предупреждала
развитие приступа.
Собранные Дельгадо сведения о применении стимосиверов1
для больных, страдающих эпилептическими припадками, позво-
лили отметить определенные преимущества этого метода иссле-
дования и терапии. К ним следует отнести: сравнительную про-
стоту самого метода, возможность использования его в естест-
венных условиях, не нарушающих социальное и индивидуальное
поведение больного; безопасность метода в случае длительного
использования его (ввиду отсутствия проводов, доступных боль-
ному) для обследования и лечение больных с неадекватным по-
ведением и др.
Использование биоуправления для терапевтической стимуля-
ции мозга при эпилепсии является далеко не единственным при-
мером возможного применения биоэлектрически управляемой
стимуляции. В настоящее время могут быть сформулированы
многочисленные задачи, в которых управляемая электростимуля-
ция может быть использована с исследовательской и терапевти-
ческой целями.
Вероятно, в недалеком будущем стимосиверы станут сущест-
венным звеном в системе мозг — вычислительная машина —
мозг, где обратная связь между нейронами — их биоэлектриче-
ской активностью и соответствующей вычислительной аппарату-
рой откроет новые возможности регуляции нейрофизиологиче-
ских 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 вжив-
лены электроды в миндалевидные ядра и ретикулярную форма-
цию посредством стимосивера, закрепленного на голове живот-
ного, в течение длительного времени телеметрически осущест-
влялась регистрация на магнитной ленте электрической активно-
сти правого и левого миндалевидных ядер. Запись поступала на
вычислительную машину. Опыт проводился в условиях свобод-
ного поведения. Машина была обучена распознавать определен-
ный тип активности — вспышки веретен, которые в норме у жи-
вотного возникали по нескольку раз в минуту. При появлении
1 Миниатюрные электронные устройства, осуществляющие передачу, прием и
преобразование радиосигналов, направленных к мозгу и от него.
166
такой биоэлектрической активности вычислительная машина
автоматически включала передатчик, осуществлявший телеме-
трически электростимуляцию определенного участка ретикуляр-
ной формации. При этом возбуждение ретикулярной формации
подавляло вспышки веретен в миндалевидных ядрах. Таким об-
разом, была впервые осуществлена биоуправляемая электрости-
муляция мозга, с использованием в качестве управляющих си-
гналов определенного типа биоэлектрической активности, кото-
рый в результате стимуляции другой области мозга угнетал ак-
тивность исследуемой области.
Таким образом, в этих экспериментах возникновение опреде-
ленной формы биоэлектрической активности — функционально
значимые изменения ЭЭГ в одной из структур мозга автомати-
чески определяли электрическое раздражение другой области
мозга, а процесс расшифровки информации и подача управляю-
щих сигналов осуществлялись вычислительной машиной. Резуль-
таты экспериментов Дельгадо и соавторов показали, что уже че-
рез два часа после установления обратной связи в системе
мозг — вычислительная машина — мозг вспышки веретен в отве-
дении биотоков от миндалевидных ядер возникали значительно
реже, а после ежедневных в течение 6 дней двухчасовых сеан-
сов раздражения вспышки веретен стали столь редки, что этот
вид активности снизился до 1% от нормальной частоты его воз-
никновения. Такое «прямое» обучение мозга привело и к изме-
нению поведения животного. Оно стало более спокойным, менее
настороженным и активным во время проведения различных
тестов. При этом обезьяна, несмотря на электрическое раз-
дражение 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 Делы адо с сотрудниками сосредоточили уси-
лия на оптимизации метода электрического раздражения. Им
удалось устранить провода, которые в первых экспериментах со-
единяли стимосивер с мозгом. Провода, как известно из подоб-
ных экспериментов, являются потенциальным источником инфек-
ции 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,пара-
метрами раздражения осуществлялось посредством миниатюр-
ной индукционной катушки. Реализация такой системы биоэлек-
трического 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-
167
ботка чрезкожного раздражения мозга электрическим током с
чрезкожной телеметрической регистрацией ЭЭГ.
В заключение представляется важным отметить, что рассмот-
ренная выше система биоэлектрического управления интересна
тем, что она, по-видимому, функционально близка к реально су-
ществующим в головном мозге. Из сказанного можно прийти к.
выводу о принципиальной возможности использования биоэлек-
трического метода управления не только с исследовательскими
целями — для выяснения механизмов межцентрального взаимо-
действия, но и важного практического значения таких биоэлек-
трических систем для диагностики и терапии некоторых заболе-
ваний центральной нервной системы. По существу открывается
возможность своеобразного «протезирования» отдельных струк-
тур головного мозга. При этом технические устройства будут
осуществлять прямую связь между отдельными областями моз-
га, замещая либо вышедшие из строя сенсорные системы, либо
«испорченный», патологически измененный центральный аппа-
рат.
Увеличение наших знаний об электрических эквивалентах по-
ведения должно способствовать, по мнению Дельгадо, в буду-
щем использованию их для построения систем биоэлектрического
управления, в том числе, возможно, и управлением поведения
душевнобольных. Таким образом, можно надеяться, что в бед-
ном до настоящего времени арсенале терапии психических забо-
леваний появится новый весьма эффективный метод.
Результаты электроэнцефалографических исследований мно-
гих 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, по-
зволили установить определенную корреляцию между характером
ЭЭГ и нарушениями работоспособности и психического состоя-
ния. Эти работы послужили основой для создания приборов,
автоматически сигнализирующих о развитии у человека гипокси-
ческого состояния [6, 282, 374, 472а].
Эмигрировавший в США после второй мировой войны немец-
кий 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 гипоксиче-
ского состояния. Предложение Корнмюллера было основано на
литературных данных и собственных наблюдениях, в которых
было установлено, что появление на ЭЭГ медленных колебаний
(в диапазоне Д и 0) повышенной амплитуды характерно для
развития этих состояний и одновременно указывает на сниже-
ние работоспособности.
В 1948 г. Праст и Ноель [420] реализовали частично эту
идею. Они разработали медицинскую программу управляемого
168
от ЭЭГ сигнализатора гипоксического состояния. Согласно за-
мыслу авторов, прибор должен был сигнализировать о развитии
гипоксического состояния в период, когда испытуемый еще
сохраняет достаточно ясное сознание и способен принять рацио-
нальное решение: включить кислородный прибор, взять кисло-
родную маску. Для решения этой задачи авторы провели элек-
троэнцефалографическое обследование более 90 человек и
установили, что при развитии острой гипоксической гипоксии,
вызванной снижением парциального давления кислорода во вды-
хаемом 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 мед-
ленные 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 недоста-
точно велика, в то время как для решения этой же задачи ока-
залось возможным использовать более простые и надежные
средства — в качестве управляющего сигнала использовать пока-
зания 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 ра-
боты.
АВТОМАТИЧЕСКОЕ УПРАВЛЕНИЕ ГЛУБИНОЙ НАРКОЗА
Одной из первых задач, в которых биоуправление осущест-
влялось от ЭЭГ, была задача автоматической сигнализации хи-
рургу 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 нарко-
за, 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 пол-
ная информация о характере изменений ЭЭГ при развитии раз-
личных стадий наркоза после введения многих наркотических
препаратов. Анализ этой литературы свидетельствует о том, что
изменение биоэлектрической активности мозга в значительной
169
Рис. 51. Электроэнцефалографические стадии эфирного (I) и барбитурового
(II) наркоза (по Бурешу и др. [36])
I — первый ряд —- контроль; II — первый ряд — контроль;
следующие записи сделаны через каж- последующие записи сделаны через
дые 2 мин при непрерывном добавле- каждые 3 мин после внутрибрюшин-
нии эфира; ного введения 35 мг!кг пентотала. Ре-
гистрация с электродов 1—3
степени отражает глубину наркотического состояния. Одновре-
менно показаны существенные различия в реакциях ЭЭГ в зави-
симости от химической структуры наркотических средств. Таким
образом, данные электроэнцефалографии подтверждают извест-
ные теоретические представления Пика относительно различии
в точке приложения действия наркотиков, имеющих различную,
химическую природу. Ярким примером сказанного является,
электроэнцефалографическое отображение различных стадий
наркоза после введения эфира — вещества, оказывающего пре-
имущественно «корковое действие», и барбитуратов, влияющих
преимущественно на подкорковые структуры (рис. 51 и 52). Это
разделение (по Бурешу с сотрудниками [36]) является несом-
ненно условным, так как наркоз не является результатом про-
стого торможения процессов обмена в мозге, а обусловлен раз-
личным влиянием наркотических препаратов на различные
структуры центральной нервной системы, находящиеся в слож-
ных взаимоотношениях друг с другом.
Исследователи, изучавшие развитие барбитуратового нарко-
за, проводили сопоставление между состоянием рефлексов
170
(зрачковый, роговичный), болевой чувствительностью и одно-
временно возникающими изменениями ЭЭГ. В результате тако-
го сопоставления были описаны ЭЭГ-стадии барбитурового
наркоза. Существенно, что развитие барбитуратового наркоза
вызывает последовательные изменения амплитудных и частот-
ных характеристик ЭЭГ. В начальных стадиях развития наркоза
быстро повышается амплитуда биопотенциалов и возникает кар-
тина, в известной степени напоминающая ЭЭГ во время сна.
В дальнейшем на ЭЭГ регистрируются разряды большой ампли-
туды, синхронизированные по всей коре,— веретена. Эти разряды
чередуются с периодами пониженной асинхронной активности.
В начале развития этой стадии наркоза периферические раздра-
жения могут привести к пробуждению. На ЭЭГ в следующей
фазе более глубокого сна преобладает нерегулярная синхрони-
зованная высокоамплитудная активность. По мере дальнейшего
углубления наркоза проявление этой активности становится все
менее выраженным, а периоды депрессии становятся более дли-
тельными. Наконец, при максимальной глубине наркоза электри-
ческая активность полностью исчезает, одновременно замедля-
ется дыхание.
В случае передозировки наркоза — на фоне биоэлектриче-
ского молчания возникают глубокие нарушения дыхания и кро-
вообращения.
В начале 50-х годов сначала Бикфорд [249], а затем Верцеано
[481], Форбс с сотрудниками [309], Дегельман [285] и другие
сделали попытку, на основании количественной оценки сдвигов
/gw ]Ю0ммв 5
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;
~ б — углубление наркоза после внутри-
брюшинного введения препарата;
— г — постепенное пробуждение животно-
Стрелка — момент включения к интеграто-
ру прибора для автоматической
инъекции;
д — е — стабилизация системы на новом
уровне наркоза, который поддержи-
вается благодаря обратной связи
го.
171
Рис. 53. Блок-схема прибора для автоматической подачи наркотического
вещества
1 — усилитель биопотенциалов;
2 — детектор;
3 — импульсный преобразователь;
4 — электромагнитное реле;
5 — шприц;
ЭЭГ:
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 ве-
щества 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 использо-
вания 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 использо-
вании ЭЭГ для автоматического управления наркозным аппара-
том 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 нар-
коза. Это позволяет на основе относительно простых технических
решений создать систему, автоматически поддерживающую за-
данную величину суммарной биоэлектрической активности моз-
га, и соответственно заданную глубину наркоза. В связи с инди-
видуальной вариабельностью электроэнцефалограммы для на-
дежности решения этой задачи анестезиолог вручную устанав-
ливает чувствительность прибора. Дальнейшее поддержание
наркоза осуществляется уже автоматически. В приборе Бикфор-
да поступающая на вход ЭЭГ подвергается усилению, детекти-
рованию и затем интегрированию. После интегратора имеется
тиратронный релаксатор, в анодную цепь которого включено
172
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, соответст-
вующий 10—20 сек, подсчитывается число волн, амплитуда ко-
торых превышает V3 от максимальной амплитуды биопотенциа-
лов. 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 изу-
чения вызванных потенциалов и некоторых рефлекторных реак-
ций, 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 кли-
нической медицине: для поддержания определенной глубины нар-
коза у больных эпилепсией в случае возникновения статус эпи-
лептикус, при оперативных вмешательствах большой продолжи-
тельности и т. п.
Один из приборов для автоматического управления наркозом
был разработан М. И. Кузиным с соавторами в 1967 г. [102]. При-
бор использовался для непосредственного введения внутривенно
наркотических веществ и состоит из источника пневмопитания,
вариатора давления, пневматического исполнительного устрой-
ства, 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, авто-
матически регулирующих глубину наркоза, эти устройства не
получили признания в клинической практике. Электроэнцефало-
графия 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 — ин-
дикатор стадий наркоза (ИСН-1) [161].
ИСН-1 представляет собой одноканальный элекгроэнцефало-
граф, снабженный анализатором и индикатором. После усиления
биопотенциалы попадают на амплитудный ограничитель, с по-
мощью которого сигналы разной амплитуды (и разной частоты)
превращаются в импульсы одинаковой амплитуды. Далее, эти
импульсы поступают.^ устройство, преобразующее их в постоян-
ный ток, величина которого пропорциональна частоте колебаний.
Естественно возникает вопрос: почему же, несмотря на боль-
шие преимущества, которые следует ожидать от применения
173
автоматической наркозной аппаратуры, она не получила широ-
кого использования в клинике?
Ответ на этот вопрос достаточно прост. Надежность наркоз-
ных автоматов, управляемых только по показателям ЭЭГ, недо-
статочно высока. Это связано с тем, что развитие состояния нар-
коза может протекать при различных функциональных сдвигах,
в частности на фоне гипоксических состояний. В таких случаях,
как это было показано экспериментально, сохранение биоэлект-
рической активности мозга на уровне, близком к заданному, мо-
жет неожиданно завершиться катастрофой, так как глубокие
нарушения дыхания и кровообращения могут возникнуть не пос-
ле 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 голода-
ния, обусловленного вдыханием газовой смеси с низким содер-
жанием кислорода. Видно, что необратимая остановка дыхания
наступила значительно раньше полного угнетения биоэлектриче-
ской активности мозга [118].
Л” ' ">.-s"•••
1 - W:- 7 Ч/
Е Змия Ш дат .7 00 mt
0Omt № мм 00 mt Я
/
9

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 £ —различные интер-
валы времени дыхания азотом; Ж» 3 и И — после отключения подачи азота. Стрелка —
момент отключения азота
174
Рис. 55. Блок-схема прибора для ав-
томатического поиска нейронов
1 — нейрон;
2 — микроэлектрод;
3 — шаговый исполнительный меха-
низм;
4 — усилитель мощности;
5 — мультивибратор;
6 — триггер;
7 — триггер Шмидта;
8 — выпрямитель;
9 —- усилитель биопотенциалов;
10 — внешний раздражитель;
а, б, в, г — положение электрода относи-
тельно нейрона
Из сказанного может показаться, что не следует разрабаты-
вать наркозные автоматы. Это не так. На наш взгляд, решение
этого вопроса, как ранее уже указывал Шнейдер [454, 455], не
может быть основано лишь на данных ЭЭГ, а требует использо-
вания для управления наркозом еще и других показателей, ха-
рактеризующих состояние как жизненно важных систем организ-
ма— дыхания, кровообращения, так, вероятно, и показателей
концентрации наркотических веществ в крови и выдыхаемом воз-
духе.
Мы кратко остановились на использовании суммарной био-
электрической активности головного мозга в различных задачах
биоуправления. Естественно возникает мысль, что в качестве
управляющих сигналов может быть использована и биоэлектри-
ческая активность отдельных нейронов. Этот вопрос представляет
значительный интерес, так как позволяет начать поиск корреля-
ций между структурой биоэлектрической активности нейрона и
различными воздействиями, оказывающими на нее определенное
влияние и приводящими к осуществлению определенных рефлек-
торных реакций. В качестве управляющих сигналов могут быть
использованы различные параметры, характеризующие биоэлек-
трическую активность нейрона: значения межимпульсных интер-
валов, группирование импульсов определенной величины и дру-
гие.
В настоящее время проблема использования биоэлектриче-
ской активности нейрона или группы нейронов в целях биоуправ-
ления находится в начальной стадии изучения. Практически
175
большое значение имеет задача автоматизации проведения экспе-
риментов с микроэлектродами, так как значительная часть экспе-
риментального времени тратится на поиск активных нейронов.
Лоиск активного нейрона производится постепенным погруже-
нием 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 следя-
щую биоэлектрическую систему для поиска нейронов. Устрой-
ство работает следующим образом (рис. 55). При ручном запуске
(«пуск») срабатывает триггер, не влияющий в этом положении
на работу мультивибратора. Импульсы мультивибратора посту-
пают 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 уси-
литель биопотенциалов и выпрямитель, включает триггер Шмид-
та, который перекидывает управляющий триггер в положение
«стоп». Тем самым генерация мультивибратора прекращается,
и электродвигатель останавливается. Ось двигателя соединена с
подающим устройством микроманипулятора, в держателе кото-
рого 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 реги-
страция внеклеточной активности нейронов (положение а. б, в на
рис. 55). Второй режим обеспечивает внутриклеточную регистра-
цию потенциалов (точка г). При третьем режиме производится
поиск так называемых «молчащих нейронов», не имеющих спон-
танной активности. Для этого с помощью внешнего раздражи-
теля соответствующей модальности производится их возбужде-
ние. Наконец, возможно производить поиск только тех нейронов,
которые имеют определенный тип реакций на раздражитель, на-
пример нейронов, отвечающих через небольшой латентный пери-
од одним или несколькими разрядами. Следует заметить, что
предложение авторов не получило еще распространения, несмот-
ря 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 физио-
логических исследованиях и в практике клинической медицины.
Важно заметить, что в приборах с многоканальными система-
ми 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 фор-
мировании общей команды. Описание таких приборов и состав-
ляет содержание следующей главы.
Глава VI
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ УПРАВЛЕНИЕ
В СИСТЕМЕ АВТОМАТИЧЕСКОЙ ДИАГНОСТИКИ
ФУНКЦИОНАЛЬНОГО состояния
ЗДОРОВОГО И БОЛЬНОГО ЧЕЛОВЕКА
«Патологические состояния — это особенные, не на-
блюдающиеся в норме комбинации физиологических яв-
лений».
К. Бернар [22].
В настоящее время сложились два основных направления ис-
пользования вычислительной техники в медицинской диагности-
ке. Первое связано с диагностикой заболеваний. В его основе
лежит нозологический принцип — установление дифференциаль-
ного диагноза. Второе целенаправлено на непрерывное осуще-
ствление контроля и оценки физиологического состояния, на
своевременное обнаружение и сигнализацию о развитии острых
патологических состояний.
Если первое направление уже достаточно полно сформирова-
лось и использование для дифференциальной диагностики в кли-
нике универсальных вычислительных машин в некоторой сте-
пени 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 реа-
лизации имеются существенные различия. Так как в дальнейшем
речь будет идти об автоматической диагностике нарушений фи-
зиологического состояния, то, прежде всего, следует отметить,
что диагностические устройства, решающие эту задачу, могут
быть либо узкоспециализированными, т. е. избирательно опреде-
ляющими изменения состояния какой-либо одной функциональ-
ной системы (дыхание, сердечно-сосудистая, центральная нерв-
ная 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 диагно-
стики изменений физиологического состояния — непрерывный
контроль за тяжело больными с целью своевременной сигнализа-
177
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 исполь-
зуется система телевизионного наблюдения, включая наблюде-
ния 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 учи-
тывают лишь некоторые внешние признаки проявления заболе-
вания. Подлинная же оценка физиологического состояния может
быть основана на изменении объективно регистрируемых физио-
логических показателей важнейших функциональных систем
организма. Начальным этапом такого подхода к контролю за со-
стоянием больного является получившая распространение в
настоящее время система индикации наиболее информативных
параметров, характеризующих функциональное состояние серд-
ца, дыхания, центральной нервной системы и др. Речь идет о так
называемых мониторах, с помощью которых на пост медицин-
ского наблюдения подается электрокардиограмма, пневмограмма
и другие показатели.
Поскольку система слежения за функциональным состоянием
должна не просто констатировать наступление тех или иных из-
менений, а непрерывно оценивать их и прогнозировать возмож-
ные возникновения острых патологических состояний, то естест-
венно, что простое визуальное наблюдение даже квалифициро-
ванного медицинского работника недостаточно надежно. К этому
следует прибавить, что монотонность работы медика-оператора
за пультом наблюдения, так же как и необходимость почти не-
прерывного наблюдения за показаниями нескольких индикато-
ров,— работа утомительная, снижающая внимание и тем самым
надежность своевременного обнаружения существенных нару-
шений.
Следующим естественным этапом развития системы медицин-
ского контроля за состоянием человека является создание авто-
матических устройств, осуществляющих непрерывный контроль
за физиологическим состоянием человека. При этом такая аппа-
ратура должна не только измерять те или иные параметры, но
и непрерывно производить логический анализ поступающей ин-
формации, на основании которого она должна автоматически
оповещать дежурный персонал о приближении или развитии
угрожающего состояния, а в некоторых случаях даже в соответ-
ствии с результатами наблюдения автоматически осуществлять
те или иные лечебные мероприятия.
Как мы уже указывали, в настоящее время известны функцио-
178
дальние изменения в отдельных жизненно важных системах
организма, которые могут быть использованы для сигнализации
о развитии тяжелого патологического состояния. Достаточно упо-
мянуть 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 мо-
жет быть в определенный период еще мало заметным как для са-
мого больного, так и для наблюдающего за ним персонала, в то
время как диагностическое значение этих изменений достаточно
велико и подчас требует немедленного терапевтического вмеша-
тельства. Здесь, очевидно, наиболее значительными являются
вопросы диагностики острых форм коронарной недостаточности,
некоторых форм нарушения нормального ритма сердечных сокра-
щений, развития гипоксических состояний и др.
АВТОМАТИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКА
ОСТРОЙ НЕДОСТАТОЧНОСТИ
КОРОНАРНОГО КРОВООБРАЩЕНИЯ
У нас в стране были впервые разработаны приборы, автома-
тически сигнализирующие о развитии нарушений ритма сердеч-
ной 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, обус-
ловлена двумя обстоятельствами: наличием большого количества
различных форм аритмий в патологии и наличием индивидуаль-
но выраженной синусовой аритмии в норме. Идеальном реше-
нием этого вопроса было бы такое, при котором автоматически
работающее устройство могло бы считывать все зубцы ЭКГ, из-
мерять интервалы между ними и оценивать полученные резуль-
таты измерений. Создание такого надежно работающего устрой-
ства в настоящее время еще не осуществлено. Поэтому исполь-
зуется второй путь для решения этой задачи, при котором степень
нарушения ритма определяется на основе непрерывного измере-
ния и сличения продолжительности интервала — Р. Для устра-
нения ложных срабатываний прибора, которое может бытК вы-
звано наличием дыхательной — синусовой аритмии — определен-
ная величина отклонений 7? — 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 непре-
рывного анализа ритма сердечной деятельности, выявления и
179
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 спе-
циальное следящее устройство,, вырабатывающее величину
среднего (за 3—5 мин) периода сокращения сердца. Эта вели,
чина 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 изме-
рению длительностей интервалов времени между последователь-
ными сокращениями сердца (между точками R— /? электрокар-
диограммы) и автоматической обработке результатов этих из-
мерений. В норме длительности отдельных периодов сердечной
деятельности отличаются друг от друга относительно мало. Учи-
тывая наличие синусовой аритмии, можно считать, что отклоне-
ния на 20—25%, как правило, еще не связаны с патологическим
нарушением ритма. Длительность очередного кардиоцикла срав-
нивается с эталонной, результат сравнения регистрируется в
ячейках памяти прибора. При этом длительность ка^диоцикла
считается нормальной и результат сравнения обозначается бук-
вой Н, если отклонение от эта-
лона не превышает 25%. В слу-
чае, если измеряемый интервал
короче (длиннее) эталонного
более чем на 25%, то резуль-
тат 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 последова-
тельно по три интервала, так
что каждое «слово» состоит из
трех букв. «Слова» объединя-
ются в «диагнозы». Нетрудно
видеть, что всего может быть
27 различных трехбуквенных
слов. При этом, например, сло-
Рис. 56. Варианты изменения сердеч-
ного ритма
Описания в тексте
180
ва НКД и КДН объединяются в «диагноз» «экстрасистола с
компенсаторной паузой», слова ККН, ККК, КНК, НКК объеди-
няются 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, соответ-
ствующие этим диагнозам.
Код к прибору «Ритм-1»' Порядковый номер диагноза • Код к прибору «Ритм-1» Порядковый номер- диагноза
инн Норма днд, ДДД, НДД, ддн 5
ннк, нкн, кнн 1 дкк, ккд, кдк 6
ннд, ндн, дни 2 ддк, дкд, кдд 7
кдн, НКД, ДНК НКК, ККК, ККН, кнк 3 4 кнд, ндк, дкн 8
Слова объединяются в диагнозы таким образом, что при из-
менении начала формирования слова диагноз оставался неизмен-
ным. Так, например, диагноз 4 — НКК, ККН означает «интерпо-
лированная экстрасистола».
Одновременно с выдачей «диагноза» начинается накопление
следующего «слова», так что диагнозы выдаются через каждые
три кардиоцикла. При диагнозе «норма» регистрирующий меха-
низм отключен. Заметим, что медленные нарушения частоты сер-
дечных 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 сиг-
нала, поступающего на вход электрокардиографа. Блок 2 осу-
ществляет формирование импульсов, поступающих затем в блок
3. Последний представляет собой кольцевой триггерный ре-
гистр на четырех беснакальных тиратронах. В каждый момент
времени зажжен один из четырех тиратронов, а приходящие им-
пульсы 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 емко-
сти (блок накопления). Специальный блок выработки эталонного
интервала формирует напряжение, с которым сравниваются на-
пряжения на накопительных емкостях. В результате этого срав-
нения в регистре слов формируются слова, которые дешифрато-
ром преобразуются в диагнозы. Регистр диагнозов управляет
блоком записи. Кроме указанных блоков, имеются еще блоки из-
мерения времени и блок аварийной сигнализации. Командный
блок обеспечивает правильную последовательную работу всех
блоков устройства.
181
fl
Рис. 57. Блок-схема прибора
«Ритм-1»
П — пациент;
1 — предварительное усиление;
2 — блок формирования импульсов;
3 — кольцевой триггерный регистр;
4 — командный блок;
5 — блок выработки эталонного ин-
тервала;
6 — блок накопления;
7 — блок сравнения;
8 — регистр слов;
9 — дешифратор;
10 — регистр диагнозов;
11 — блок записи;
12 — блок измерения времени;
13 — блок аварийной сигнализации
Прибор «Ритм-1» был испытан в клинических условиях в Ин-
ституте сердечно-сосудистой хирургии и показал удовлетвори-
тельные 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 трево-
ги при выходе частоты дыхания за эти пределы. Сигнал тревоги
включается также при. уменьшении глубины дыхания либо при
прекращении дыхания, а также в случае неисправности при-
бора.
На вход прибора поступает электрический сигнал с угольного
датчика сопротивления, измеряющего окружность грудной клет-
ки больного. Сигнал датчика после усиления формируется и по-
дается на счетчик. Счетчик с каждым 10-м циклом дыханий
включает схему измерения времени. Прибор сравнивает длитель-
ность 10 циклов дыхания с заданным эталоном. Время измеряет-
ся посредством емкостного накопителя. Если напряжение на кон-
денсаторе 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 об-
наружения аритмии. Основой ее является гибридная ЭВМ, изме-
ряющая комплекс QRS (измеряется ширина комплекса QRS и
интервал R—R). Эти величины сравниваются с хранящимися в
ЭВМ нормальными величинами для данного пациента. С помо-
щью установки может быть обнаружена, экстрасистолия, которая
182
некоторых случаях предшествует мерцанию и фибрилляции же-
Вдочков. 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 подает-
ся после 3 или 6 последовательных экстрасистол. В итоге прибор
дает возможность обнаруживать такие виды аритмии, как желу-
чочковая тахикардия, предсердно-желудочковая блокада, блока-
да ветвей пучка Гисса и фибрилляции желудочков. При разра-
ботке 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 коро-
нарной недостаточностью.
Качество автоматической диагностики нарушений сердечного
ритма можно улучшить за счет введения устройств, опознающих
зубец Р ЭКГ и соответственно измеряющих интервал R—R, коли-
чество зубцов Р в одном интервале R—R и др. [232].
К этой же группе относится и прибор, разработанный в Инсти-
туте биофизики АН СССР М. Л. Цетлиным с сотрудниками, пред-
назначенный 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 воз-
никновение инфаркта миокарда, сопровождается закономерными
изменениями интервала 3—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 коро-
нарной недостаточности, а в некоторых случаях бессимптомное
ее течение в первый период времени делают актуальным вопрос
разработки аппаратуры для непрерывного автоматического на-
блюдения за ЭКГ, автоматического выявления ее изменений и
сигнализации в случаях появления диагностически значимых от-
клонений. К этому следует добавить, что наблюдения за динами-
кой ЭКГ, проводимые в течение нескольких часов, могут быть, и
чрезвычайно полезными при оперативном вмешательстве и у тя-
желобольных в послеоперационном периоде. Во всех этих слу-
чаях целесообразно иметь специальную автоматически действую-
щую аппаратуру, которая включала бы запись ЭКГ только при
появлении существенных ее изменений. Использование такой- ап-
паратуры позволило бы, во-первых, избавиться от большого коли-
чества избыточной несущественной информации и, во-вторых, об-
легчило бы врачу выявление участков записей существенно изме-
ненной ЭКГ.
Подчеркнем, что в 1962 г. в лаборатории биофизического при-
боростроения Института биологической физики АН СССР был
183
разработан и успешно испытан прибор, который позволил а
течение длительного времени осуществлять автоматический кон?,
роль за состоянием интервала 3—Т, его положением относитель-
но изоэлектрической линии [2,79,193]*.
В приборе установлен двухканальный усилитель (один ка-
нал которого усиливает биопотенциалы с отведения, выбранного
для анализа, а другой канал — биопотенциалы, в которых наибо-
лее сильно выражен зубец /?). Прибор содержит также блок син-
хронизирующего импульса, запускаемый усиленным зубцом R-
генераторы прямоугольных импульсов задержки, синхронно за-
пускаемые синхронизирующим импульсом; генераторы прямо-
угольных импульсов стробов, запускаемые задними фронтами
импульсов задержки; ключевую схему, на которую подается уси-
ленное напряжение с исследуемого отведения, открываемую толь-
ко на время действия строб-импульсов.
Такое устройство прибора позволяет производить синхронный
анализ амплитуд любых двух временных интервалов электрокар-
диограммы, например интервалов 3—Т и Т—Р.
Для сравнения амплитуд анализируемых участков электро-
кардиограммы и выработки сигнала о длительном нарушении ра-
венства амплитуд в предлагаемом приборе установлены запоми-
нающие устройства, на которые подаются с ключевой схемы ана-
лизируемые участки электрокардиограммы; схемы совпадения,
вырабатывающие импульс при нарушении равенства амплитуд
выше определенной величины; предварительный счетчик, выраба-
тывающий выходные импульсы только при непрерывной последо-
вательности импульсов от схемы совпадения; выходной счетчик,
индицирующий длительное нарушение равенства амплитуд, сиг-
нальное реле, включающее графическую регистрацию электро-
кардиограммы 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 по-
даются строб-импульсы и анализируемая электрокардио-
грамма.
На рис. 58 изображена блок-схема предлагаемого прибора.
Принцип работы прибора состоит в следующем. Одним из ха-
рактерных изменений ЭКГ в ранней стадии предынфарктного
состояния (во время приступов ишемии миокарда) является не-
значительное повышение или понижение интервала 3—Т относи-
тельно интервалов Т—Р, Р—Q, плоские участки которых можно
принять за изоэлектрическую линию в пределах одного цикла.
Прибор регистрирует наличие этих изменений положения интер-
* В последние годы подобного типа приборы разрабатываются и за рубежом
[423, 431, 498].
184
i я —электроды;
' 3 — двухканальный усилитель,
4 — дифференцирующая
цепь;
5 6 — ждущие мультивибрато-
ры, задающие положение
строб-импульсов;
7,8 — ждущие мультивибрато-
ры, определяющие дли-
гельностьстроб-импулъсов;
9 — ключевая схема;
10 — усилитель;
/д 12 — запоминающие устройст-
ва;
13 — сравнивающее устройст-
во;
14, 15 — счетчики;
16 — сигнальное реле;
17 — электроннолучевой инди-
катор;
18 — пилообразный генератор
развертки
Рис. 58. Блок-схема прибора
ных состояний
для автоматической диагностики предынфаркт-
валов S—Т относительно изоэлектрической линии, их длитель-
ность и сигнализирует врачу о наступлении приступа.
Для обнаружения указанных изменений ЭКГ передним фрон-
том зубца R запускается импульсная схема, на выходе которой
вырабатываются два строб-импульса; длительность и положение
этих строб-импульсов в пределах одного цикла сердечной дея-
тельности (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 соот-
ветствуют длительности и положению управляющих строб-им-
пульсов. Таким образом, на выходе ключевой схемы появляются
с частотой повторения исследуемой ЭКГ пара разделенных во
времени импульсов, амплитуды которых определяются амплиту-
дами выбранных участков ЭКГ. Например, если оператор уста-
навливает строб-импульсы на участках S—Т и Т—Р электрокар-
диограммы, то амплитуда первого импульса на выходе ключевой
схемы будет соответствовать амплитуде выбранного участка ин-
тервала S—Г, а амплитуда второго — амплитуде участка интер-
вала Т—Р.
Первый импульс (S—Т) подается затем на запоминающее
устройство, которое фиксирует его амплитуду до прихода второго
импульса (Т—Р). После появления и фиксации величины второ-
го импульса оба импульса «считываются» и одновременно пода-
ются на устройство сравнения их амплитуд. Устройство сравне-
ния вырабатывает импульс лишь только в том случае, если раз-
ница амплитуд сравниваемых импульсов превышает некоторую
заданную величину. Таким образом, появление импульса на вы-
ходе устройства сравнения свидетельствует о наличии патологи-
185

ческих изменений ЭКГ, характерных для предынфарктного ср.
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 ана-
лизу. Отведение, с которого снимается ЭКГ, выбирается врачом
после предварительного обследования пациента. Второй канал
усилителя усиливает биопотенциалы с отведения, в котором наи-
более сильно выражен зубец R. С выхода этого канала усилителя
сигнал поступает на вход блока 4, который, дифференцируя и за-
тем усиливая поступающий сигнал, вырабатывает синхронизи-
рующий импульс, соответствующий переднему фронту ЭКГ —
усиленному зубцу R. Выходной синхронизирующий импульс бло-
ка синхронно запускает генераторы 5 и 6 прямоугольных импуль-
сов задержки, представляющие собой одностабильные мульти-
вибраторы с регулируемой длительностью импульса. Задними
фронтами этих импульсов запускаются генераторы 7 и 8 прямо-
угольных строб-импульсов, также представляющие собой мульти-
вибраторы с регулируемыми длительностями импульсов. Таким
образом, положение строб-импульсов определяется отнбсительно
синхронизирующего импульса длительностью импульсов генерато-
ров 5 и 6, а длительность этих строб-импульсов задается генера-
торами 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—T интервала)
подается на запоминающее устройство 11, а при подаче на схе-
му 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 резуль-
тат сравнения «считывается» задним фронтом строб-импульса,
вырабатываемого генератором 8. В случае разницы амплитуд
участков интервалов 3—Т и Т—Р сравнивающее устройство 13
под воздействием заднего фронта строб-импульса от генератора
8 вырабатывает импульс, регистрируемый предварительным счет-
чиком 14.
Счетчик 14 служит для предотвращения срабатывания выход-
ного счетчика 15 от одиночных сбоев ЭКГ, которые не могут яв-
ляться признаками патологического состояния. Только при непре-
рывно следующих импульсах от сравнивающего устройства 13,
когда их число превышает емкость предварительного счетчика 14,
вероятность того, что регистрируемые сигналы являются свиде-
тельством патологических изменений ЭКГ, увеличивается, и им-
186
пульсы регистрируются выходным счетчиком 15. Если же импуль-
от сравнивающего устройства следуют как случайные и оди-
ночные, предварительный счетчик автоматически сбрасывается.
Цо показаниям выходного счетчика, оператор (врач) может су-
дить как о наличии, так и о продолжительности периодов, в те-
чение которых имелись патологические изменения ЭКГ. Парал-
лельно счетчику 15 включено сигнальное реле 16, осуществляющее
вызов врача и включающее систему записи ЭКГ. Для визуаль-
ного контроля за положением на ЭКГ строб-импульсов и их
длительностью, а также для предварительной настройки прибо-
ра служит электроннолучевая трубка 17. На вертикальные пла-
стины ее подаются строб-импульсы от генераторов 7 и 8 и ана-
лизируемая электрокардиограмма; горизонтальная развертка
осуществляется генератором пилообразного напряжения 18, за-
пускаемого зубцом от блока 4 синхронизирующего им-
пульса.
Впервые испытание прибора для автоматической диагности-
ки предынфарктных состояний было проведено в Институте
им. Склифосовского под руководством профессора С. Г. Мои-
сеева. Пациентами были больные с инфарктом миокарда. Авто-
матическое наблюдение за ЭКГ каждого больного производи-
лось в течение 3—5 час. При этом были обнаружены периодиче-
ски возникающие в некоторых случаях весьма кратковременные
существенные изменения ЭКГ. Так, например, у одного из боль-
ных была зарегистрирована ранее не обнаруживаемая аритмия:
периодический переход на узловой ритм с полной блокадой про-
ведения по одной из ножек пучка Гисса.
Нами были рассмотрены два разных типа приборов для
автоматического наблюдения и сигнализации о нарушениях сер-
дечной деятельности по данным ЭКГ. Естественно возникает
мысль о возможности объединения этих устройств с целью по-
вышения надежности и расширения диагностических возможно-
стей. Речь идет о создании прибора, который бы одновременно
осуществлял автоматический контроль как за ритмом сердеч-
ной деятельности, так и за изменениями ЭКГ, обусловленными
развитием острой коронарной недостаточности. Оснащение та-
кими приборами кардиологических клиник, включение их в си-
стему контроля за хирургическими больными в послеопераци-
онный период должно способствовать существенному повыше-
нию эффективности штата «скорой помощи».
АВТОМАТИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКА СТАДИИ СНА
Как уже было ранее упомянуто, большинство исследовате-
лей считают [47, 104, 186, 256, 313, 386], что изменения картины
биоэлектрической активности головного мозга достаточно полно
отражают циклические сдвиги функционального состояния го-
187
ловного мозга, которые наиболее ярко и отчетливо проявляются J
в .период сна. Мы до сих пор не располагаем достаточно точны. ,
ми сведениями о причинах возникновения сна, т. е. нет удовлет. I
верительного ответа на вопрос: почему мозг примерно 30% 1
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 преж-
де всего коры больших полушарий резко снижен. Благодаря ис-
пользованию электроэнцефалографического метода в настоящее
время представления о сне и его биологической роли значитель-
но обогатились. Стало очевидным, что сон — это сложный цик-
лически протекающий процесс, отражающий определенную дея-
тельность мозга, которая во многом существенно отличается от
деятельности мозга в период бодрствования.
Что же удалось обнаружить? Прежде всего несколько пос-
ледовательно и закономерно сменяющих друг друга картин био- :
электрической активности, которые достаточно точно по време-
ни 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 ис-
пользованы для выделения определенных частот ЭЭГ пассивные
резонансные фильтры в сочетании с интегратором. В дальней-
шем .многие авторы детализировали и уточняли классификацию
ЭЭГ фаз сна, приведенную в работах Лумиса и соавторов, Дэ-
виса и соавторов. Существенным было открытие «парадоксаль-
ной» фазы или, как ее некоторые авторы называют, фазы «быст-
рого» сна [104, 197, 236, 256].
В настоящее время большинство авторов [85, 104, 116, 197,
256] описывают шесть основных стадий сна. Внутренние грани-
цы между отдельными стадиями сна определяются по характе-
ру изменений биоэлектрической активности мозга, проявлению
кожно-гальванической реакции, движению глаз, состоянию мы-
шечного тонуса и по изменениям частоты сердечных сокраще-
ний. 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 уста-
новлено, 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 здоро-
вого человека могут возникнуть нарушения сна, которые ока-
зывают неблагоприятное влияние на состояние работоспособно-
сти в последующем периоде бодрствования. В -связи со сказан-
188
г
HUM можно сделать заключение, что диагностика стадий сна име-
еТ определенное практическое значение. Оценка стадий сна с
пОмощью автоматически действующих приборов является акту-
альной задачей, так как с помощью такой аппаратуры представ-
ляется возможным исследовать способность восприятия экстра-
раздражений 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 раз-
личных стадий сна.
Кратко остановимся на энцефалографическом описании ста-
дий сна (рис. 59). Стадия А 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 (субъ-
ект дремлет). Стадия С характеризуется периодическим появле-
нием на ЭЭГ веретен — колебаний частотой 12—14 в 1 сек. В эту
стадию постепенно возрастает число и амплитуда медленных ко-
лебаний (субъект спит). В стадию сна D происходит дальнейшее
увеличение числа и амплитуда А и 0-волн. Медленные волны до-
минируют на ЭЭГ. Субъект глубоко спиг. Стадия Е характеризу-
ется дальнейшим снижением частоты медленных волн и нараста-
нием до максимальных значений их амплитуды. На ЭЭГ домини-.-
руют A-волны с амплитудой, значительно превышающей ампли-
туду 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 ста-
дию они обнаружили в ранний утренний период. Характерным ее
признаком была низкая амплитуда биопотенциалов. В дальней-
шем были раскрыты некоторые физиологические особенности
этой фазы: значительное снижение тонуса скелетных мышц, по-
явление быстрых движений глаз, обусловленных возникновением
сновидений, выраженное проявление кожно-гальванической реак-
ции. Эти особенности шестой стадии привели к тому, что некото-
рые исследователи обозначили ее как стадию «быстрых движе-
ний глаз», другие — как парадоксальную. Последнее название,
вероятно, наиболее удачное, так как оно, с одной стороны,, под-
черкивает принципиальное отличие функционального состояния
мозга в эту стадию сна от пяти других, характеризующих орто-
доксальный 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
189

5 .................... »-
Рис. 59. Электроэнцефалограмма при различных стадиях (Z— V) сна
/ — бодрствование (фаза 4);
// — дремотное состояние (фаза В);
/// — сон — фаза С (веретенная);
/V —медленный сон (фазы D, В);
V — парадоксальный сон (фаза Р);
FP8, FPd — лобно-теменные отведения сле-
ва и справа;
FT8, FTd - лобно-височные;
РО8, POd -теменно-затылочные-*
ТОв, TOd — височно-затылочные;
FOs — лобно-затылочное отведение
слева;
/ - ЭКГ;
2 — дыхание;
3 — кривая интегратора;
4 — электроокулограмма;
5 — отметка раздражителя
нормальный сон здорового человека протекает с закономерны^
циклическим проявлением различных фаз сна. При этом было
отмечено, что каждая фаза имеет свои временные характеристи-
ки, 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 рубе-
жом 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 суммар-
ной биоэлектрической активности мозга у спящего человека. Ре-
зультаты этой работы показали, что полученные автором про-
граммы усредненного интегрирования напряжения за 10 эпох
анализа ЭЭГ, по Корбину и Бикфорду, позволяют достаточно хо-
рошо дифференцировать различные фазы ортодоксального сна,
но не позволяют отличать парадоксальную фазу сна от дремот-
ного состояния. Для более точной оценки фаз сна Шеповальни-
ков предложил использовать новый показатель — отношение
усредненного за минуту интегрированного напряжения в частот-
ном диапазоне 1—8 гц к интегрированной активности в частот-
ном 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 представ-
ляет попытка использовать для дифференцировки парадоксаль-
ной фазы сна от дремотного состояния автокорреляционный ме-
тод анализа ЭЭГ. Однако эта попытка оказалась такой же не-
состоятельной, 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 специализирован-
ных электронных устройствах необходимо помимо ЭЭГ исполь-
зовать 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 спо-
собов автоматического опознания стадий сна — с использовани-
ем множественного регрессионного анализа и множественного
дискриминантного анализа. У испытуемых получали двухминут-
ные записи ЭЭГ в шести стадиях сна. Для каждого участка ЭЭГ
192
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 груп-
пой из 5 или 20 чисел. Предварительно визуально оценивался
каждый участок ЭЭГ и критерием эффективности метода считали
процент совпадения визуальной и автоматической оценки ста-
дий сна.
Множественный дискриминантный анализ ЭЭГ осуществлял-
ся в один либо в два этапа. Двуступенчатый анализ заключался
в отнесении участков ЭЭГ к одному из двух классов: синхрони-
зированному (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 рег-
рессионного анализа с данными визуального анализа; использо-
вание множественного дискриминантного анализа позволило по-
высить число совпадений до 74—79,4%.
Таким образом, результаты приведенных выше работ указы-
вают на то, что при использовании в качестве управляющих
сигналов изолированно только одной ЭЭГ вряд ли возможно ав-
томатически надежно диагностировать все стадии сна. Как и для
решения многих подобных диагностических задач (наркоз, гипок-
сия), 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 ЧЕЛОВЕКА
ПО КОМПЛЕКСУ ФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ ПАРАМЕТРОВ
Обобщая результаты уже рассмотренных нами работ, в кото-
рых были предложены различные программы для автоматически
действующей биоуправляемой аппаратуры, предназначенной
для диагностики наркоза, гипоксического состояния и раз-
личных стадий сна, можно сделать заключение о том, что наибо-
лее целесообразным методом решения таких задач является
создание биотехнических программ, в которых используется ин-
формация, характеризующая определенные сдвиги не в одной
какой-либо функциональной системе, а одновременно в не-
скольких. Речь идет о том, что основу таких программ должны
составлять диагностические симптомокомплексы, т. е. совокуп-
ность определенным образом связанных друг с другом парамет-
ров, отражающих одновременно возникающие сдвиги физиологи-
т/4 7 Биоэлектрическое управление
193
ческого состояния нескольких функциональных систем. При этом,-
разумеется, в качестве отдельных параметров в системе био*
управления 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 диаг-
ностики острых патологических состояний, возникновение кото-
рых требует оперативного вмешательства врача. Речь идет о
двух возможных ситуациях: о внезапном ухудшении состоя-
ния 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 законо-
мерностях развития приспособления организма к воздействию
различных факторов внешней среды.
Развитие идей, высказанных в прошлом столетии француз-
ским физиологом Клодом Бернаром, выдвинувшим принцип, со-
гласно которому «постоянство внутренней среды организма явля-
ется непременным условием свободной жизни», привело к со-
временным представлениям о биологическом гомеостазе [18, 133,
190, 273].
Теоретические представления Кенона [273], Л. А. Орбеди [133]
об адаптационной роли симпатической нервной системы явились
первыми в общем успешными попытками обобщения самых раз-
личных, 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 «адапта-
ционном 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, вызываю-
щим многочисленные заболевания, существенную роль играют
неспецифические адаптационные реакции. Это и определяет зна-
чительное 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 физио-
логического состояния в острое патологическое в общем оказы-
вается по своему патофизиологическому механизму близким,
сходным при действии различных патогенетических факторов.
Из сказанного можно сделать заключение, что, несмотря на боль-
шое число патогенных факторов, должно быть относительно огра-
ниченное, небольшое число отличающихся друг от друга по меха-
низму острых патологических состояний. Это обстоятельство
явилось важной предпосылкой в нашей работе при создании
диагностической аппаратуры для автоматической оценки измене-
ний физиологического состояния [72, 73, 121].
194
г
В 1961 г. В. Б. Малкиным, М. Л. Цетлиным с соавторами была
начата работа над созданием медицинской программы для при-
бора, автоматически сигнализирующего о развитии гипоксиче-
ского состояния и о проявлениях различных стадий этого состоя-
ния.
Исследования гипоксических состояний в течение многих лет
привлекают особенно большое внимание физиологов и клиници-
стов, 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 положе-
ние станет очевидным, если вспомнить, что развитие агонального
состояния определяется, как правило, резким угнетением функ-
ции дыхания и кровообращения, а возникновение клинической
смерти — прекращением транспорта кислорода к тканям.
В то же время острые гипоксические состояния могут возни-
кать 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 раз-
витие острых гипоксических состояний на высотах 7000 м и выше,
как правило, не сопровождается появлением каких-либо неприят-
ных 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 опреде-
ляет большую опасность острой гипоксической гипоксии для лиц
летной профессии. Это обстоятельство, по-видимому, в значи-
тельной степени обусловило практическую заинтересованность
авиакосмической медицины в создании аппаратуры для автома-
тической сигнализации летчику и членам экипажа о развитии
острой гипоксии.
Мы уже упоминали о работе Праста и Ноеля [420], пред-
ложивших прибор для автоматической диагностики острого ги-
поксического состояния применительно к задачам авиационной
медицины. На наш взгляд, в этой работе была приближенно
решена лишь частная задача диагностики гипоксических состоя-
ний. По существу, авторы показали лишь определенную возмож-
ность использования электроэнцефалограммы, ее изменений для
диагностики некомпенсированного острого голодания, приводя-
щего 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 голо-
дания, при которых биоэлектрическая активность мозга претер-
певает различные изменения. Так, при возникновении в резуль-
тате острой гипоксии нарушений деятельности сердечно-сосуди-
стой 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 недо-
статочности 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 раз-
вития 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, испыты-
вающим 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 вос-
принят пострадавшим. В связи с этим при разработке медицин-
ской программы автоматического сигнализатора гипоксического
состояния практически важным является определение физиоло-
гических параметров, характеризующих различные стадии раз-
вития острого кислородного голодания. Это значит, что прибор
должен сигнализировать не только о начальной стадии развития
гипоксии, но и подавать сигнал о возникновении тяжелого гипок-
сического состояния, при котором уже сигнал не может быть
непосредственно воспринят пострадавшим в связи с нарушением
у него сознания, но может быть использован для автоматиче-
ского включения средств спасения в полете или при барокамер-
ных испытаниях; применительно же к задачам клинической меди-
цины подача такого сигнала исключительно важна для оказания
«скорой помощи» больному.
Отсутствие в настоящее время широкого внедрения в клини-
ках автоматически действующей аппаратуры, осуществляющей
контроль за физиологическим состоянием больного и сигнализи-
рующей о развитии острых патологических состояний, обуслов-
лено, прежде всего, пробелом знаний в области нормальной и
патологической физиологии человека. До сих пор нет еще доста-
точно точного описания физиологической нормы, которая должна
включать не только состояние относительного покоя, чем поль-
196
зуется до настоящего времени еще в значительной степени клини-
ческая медицина, но в нее должны быть включены и соответ-
ствующие функциональные показатели, характеризующие нор-
мальные 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 конкрет-
ных данных, характеризующих физиологическое состояние, кото-
рое можно считать нормальным, является серьезным препят-
ствием для создания медицинской программы, определяющей
работу специальной аппаратуры, автоматически сигнализирую-
щей о развитии различной тяжести острых патологических со-
стояний. Естественно, возникает предположение, что составление
медицинских программ для такого типа диагностической аппара-
туры 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 гипокси-
ческих состояний показывает, что возлагать большие надежды
на возможность использования литературных данных не при-
ходится. 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 пато-
логических состояний регистрировались в динамике отклонения
одновременно в нескольких функциональных системах.
В связи с этим при разработке медицинской программы сигна-
лизатора гипоксических состояний мы встали перед необходи-
мостью проведения экспериментальной работы, целенаправлен-
ной, прежде всего, методически на решение поставленной задачи.
Литературные данные и более чем десятилетний опыт ранее про-
веденных исследований, в которых изучались острые гипоксиче-
ские 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 мето-
дической задачи — выбора наиболее информативных физиологи-
ческих 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
197
8*
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 воз-
никновении гипоксии, приводящей еще к относительно незначи-
тельному снижению работоспособности; в связи с чем такой
сигнал мог бы быть еще принят экипажем летательного аппарата
или испытуемым, подвергнутым воздействию пониженного баро-
метрического давления в барокамере. Второй сигнал — о разви-
тии 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 со-
стояния — определяет необходимость оказания пострадавшему
экстренной медицинской помощи.
Такая постановка задачи привела к необходимости проведе-
ния экспериментальных исследований с людьми, а также и ис-
следований на животных, на которых проводилось изучение
тяжелых гипоксических состояний.
Для изучения острого гипоксического состояния у 132 практи-
чески здоровых людей исследовалось развитие в условиях подъ-
емов в барокамере кислородного голодания на высотах от 5000
до 9000 м. В процессе высотных подъемов проводилась непрерыв-
ная запись важнейших физиологических параметров и одно-
временно в динамике проводились наблюдения за общим состоя-
нием испытуемых, их работоспособностью и поведением.
Сопоставление данных физиологических исследований: запи-
сей 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 состоя-
ния испытуемых и их самочувствия позволили эмпирически уста-
новить диагностическую значимость различных отклонений от
нормы физиологических показателей и главное позволили выде-
лить симптомокомплексы, характеризующие гипоксические со-
стояния различной тяжести.
Анализ результатов исследования позволил сделать заключе-
ние, что для достаточно надежной диагностики гипоксического
состояния необходимо одновременное получение информации о
функциональном состоянии центральной нервной системы, сер-
дечно-сосудистой системы и дыхания. С этой целью в качестве
физиологических данных рационально использовать запись био-
электрической активности мозга, сердца, а также показатели
насыщения артериальной крови кислородом и артериального
давления крови. . *
198
в соответствии с результатами ранее проведенных исследова-
ний [6, 45, 120, 121, 211, 243, 282, 293, 406, 459] была установлена
большая диагностическая значимость изменений ЭЭГ, возникаю-
щих при развитии острой гипоксической гипоксии. При этом, в
отличие от исследований Дэвиса и сотрудников, Корнмюллера и
сотрудников, Г. В. Алтухова и сотрудников, отметивших корре-
ляцию между определенными качественными изменениями ЭЭГ
(появлением единичных и коротких групп 0-волн, доминирова-
нием 0 и Д-ритма) и нарушениями высшей нервной деятель-
ности, в частности изменениями почерка, появлением характер-
ных ошибок, а также проявлением грубых нарушений деятель-
ности центральной нервной системы, включая развитие судорож-
ных состояний, и нарушениями сознания, были установлены опре-
деленные количественные критерии изменений ЭЭГ, использован-
ные в диагностических симптомокомплексах в качестве важней-
ших элементов. Так было установлено определенное диагностиче-
ское значение изменений суммарной биоэлектрической актив-
ности 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 промежу-
ток времени «относительной» брадикардии, когда частота сердеч-
ных сокращений снижается с больших величин до фоновых или
величин, несколько превышающих исходные величины, и абсо-
лютной брадикардии, когда частота сердечных сокращений сни-
жается до уровня, более низкого, чем фоновый.
Мы остановились кратко на описании двух ведущих симпто-
мов, характеризующих развитие двух различных по физиологи-
ческим механизмам патологических состояний. В случаях, когда
развитие острого гипоксического состояния приводит к иници-
альным расстройствам деятельности центральной нервной си-
стемы, включая нарушения сознания, которые субъективно про-
текают 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 изме-
нения ритма сердечной деятельности и изменения величин арте-
риального давления крови. При этом испытуемые длительное
время сохраняют сознание и часто сами указывают на ухудшение
своего состояния.
С целью диагностики различных стадий кислородной недо-
статочности при моделировании острых гипоксических состояний
в процессе анализа результатов физиологического исследования
проводилась количественная оценка изменений различных физио-
логических параметров в процентах к исходному уровню. При
199
Рис. 60. Изменения ЭЭГ во время решения арифметической задачи при разви-
тии острой гипоксии на высоте 7000 м
1 — левая затылочная область;
2 — левая лобная область;
3 — запись решения задания;
4 — пневмограмма;
/ 1 — до подъема на высоту;
Е, 13, Г и Д — в различные периоды време-
ни пребывания на высоте;
Е и Ж — после переключения испы
туемого на дыхание кислоро-
дом.
Стрелка — момент подачи кислорода
A
5
Рис. 61. Изменение ЭЭГ при развитии острой гипоксии (4—норма; Б—высота 7000 м, 4-я минута)
ЭЭГ:
1 — лобнд-затылочное; 4 — затылочное;
2 — лобное; 5 — лобное;
3 — височное; 6 — височное;
7 — лобно-затылочное;
8 — интегрированное значение ЭЭГ
различных частотных полос;
ЭКГ:
1—Ш — стандартные отведения:
9 — дыхание
этом устанавливались значения степени отклонений в
зависимости от их величины. Различные физиологические пара-
метры условно обозначались буквами алфавита, а величина от-
клонений — 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 раз-
личных 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 корот-
ких групп медленных колебаний частотой 5—7 с увеличением
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 биоэлек-
трической 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 сокраще-
ний до 140%.
Вторая степень Бг, повышение пульса до 180%.
Третья степень Б3, снижение частоты сердечных сокращений
за 10—15 сек до нормы или до величин, на 25% ниже исход-
ных.
Четвертая степень Б4, падение частоты сердечных сокращений
более чем на 25% от нормы, проявление глубоких нарушений
синусового ритма.
При анализе результатов исследования дыхания было отме-
чено относительно небольшое диагностическое значение этого
параметра, в связи с чем были выделены лишь две степени его
изменения.
202
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 рез-
кое 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 П, 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 не-
прерывной регистрации может определяться лишь периодически.
Согласно нашему предложению, сигналом для замера кровяного
давления служит появление определенного отклонения частоты
сердечных сокращений (В2, 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 обозначе-
ниями:
A* Ai А2 А3 по данным ЭЭГ
Бн bi Б2 Бз Б4 по данным ЭКГ
Вн Вх В2 по записи дыхания
I н G Г2 по данным оксигемометрии
Дн Д1 Д2 Д го «лаггым спределения систолического давления крови.
Комбинация этих букв, каждая из которых обозначает опре-
деленный 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-
* н — норма. ।
203
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 гипоксиче-
ского состояния.
Первая стадия — устойчивая компенсация. Во время ее раз-
вития испытуемые, несмотря на возникновение гипоксемии и по-
явление умеренных адаптационных сдвигов со стороны сердечной
деятельности и дыхания, сохраняют еще относительно высокий
уровень работоспособности.
Вторая стадия — частичная декомпенсация, для нее харак-
терно 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 критиче-
ского состояния. В эту фазу работоспособность практически пол-
ностью утрачена. Для нее характерны глубокие нарушения со-
знания, 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 раз-
витие тяжелых гипоксических нарушений дыхания и крово-
обращения.
Эта классификация определила и требования к работе при-
бора— сигнализатора гипоксического состояния. Прибор должен
автоматически сигнализировать о развитии острого гипоксиче-
ского состояния. При этом конструкция прибора должна обеспе-
чивать подачу трех сигналов, каждый из которых должен отра-
жать 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 работо-
способности, т. е. этот сигнал должен быть разумно воспринят
«пострадавшим», который способен предпринимать целенаправ-
ленные действия. __
Второй сигнал сообщает о развитии некомпенсированного
кислородного голодания и указывает на резкое снижение или
полную потерю работоспособности.
204
Третий сигнал указывает на развитие опасного для сохране-
ния 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 поступаю-
щей физиологической информации: данных электроэнцефалогра-
фии, электрокардиографии, пневмографии, оксигемографии,
периодических замеров артериального давления. Диагностика
гипоксического состояния должна осуществляться как по жест-
кой 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 не-
значительно снижена:
Ai =+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; G или Г2.
Б3 и Б2—запрос на Д.
Третий сигнал — угрожающее сохранению жизни гипоксиче-
ское состояние:
А3>50% от N; Б<>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 разви-
тии различной тяжести гипоксических состояний. Помимо этой
программы, представляющей определенный набор диагности-
ческих симптомокомплексов для эксквизитных случаев, была
составлена «жесткая» программа, в которой установлены вели-
чины отклонений отдельных физиологических параметров, имею-
щих самостоятельное диагностическое значение и требующих
оказания скорой медицинской помощи. Опыт обследования более
600 человек в условиях подъемов на различные высоты в баро-
камере позволил отметить лишь в двух случаях ситуации, ди-агно-
стика 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
205
100 мн 6
Рис. 62. Изменение ЭЭГ, ЭКГ и дыхания при развитии асистолии на высоте
6000 м
ЭЭГ:
/ — левое лобно-затылочное;
2 — правое лобно-затылочное;
3 — левое лобное монополярное;
4 — гравое лобное монополярное;
5 — левое затылочное;
6 — дыхание;
7 — правое затылочное;
ЭКГ:
I—III — стандартные отведения;
А — 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. •
206
Блок ЭЭГ включает следующие узлы: электроды (Д), усили-
тель (Ус), полосовые фильтры (Ф), фазоинверсные каскады (И),
выпрямители (Д), сумматор напряжения (S), усилитель постоян-
ного 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 выде-
ленных 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 посту-
пает в логическое устройство.
Устройство обработки сигналов ЭКГ состоит из электродов
(Б), усилителя сигналов (Ус), формирователя импульсов элек-
трокардиограммы (ФИ), диодного интегратора (ДИ), двойного
Т-образного фильтра (ДТФ) и катодного повторителя (КП).
Устройство, преобразующее информацию о насыщении арте-
риальной 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),
207
дискриминатор амплитуды (ПС), формирователь импульсов
(ФЯ), накопительный интегратор (/), логическую схему типа
реле времени с электронным выходным коммутатором (РВ, КВ)
и блокам установки начальных условий (БУН). Для выделения
частоты дыхания сигналы после усиления формируются в прямо-
угольные 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 выход-
ную цепь и затем возвращает интегратор в первоначальное
состояние с небольшой задержкой, обеспечиваемой блоком уста-
новки начальных условий. При достижении потенциалом на
выходе интегратора какого-либо из граничных абсолютных зна-
чений срабатывает одна из схем дискриминатора амплитуд.
Относительно большое различие величин физиологических
параметров у различных индивидуумов, даже в нормальных
условиях, требует предварительной регулировки уровней каж-
дого канала таким образом, чтобы величины сигналов информа-
тивных 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 значе-
ний 50, 200 и 300%, считая от условно принятой нормы. При этом
срабатывает один из трех дискриминаторов амплитуд, подклю-
ченных 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 ампли-
туд; двумя дополнительными дискриминаторами фиксируются
абсолютные значения.
В канале регистрации степени насыщения крови кислородом
отмечаются тремя дискриминаторами пороговые значения, соот-
ветствующие 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 дискримина-
торов имеют индикаторные лампочки, сигнализирующие о дости-
жении в каждом из каналов того или иного порогового значения.
Логическая схема, объединяющая выходы перечисленных
выше пороговых дискриминаторов, фиксирует моменты наступ-
ления последовательных стадий гипоксии. Первая стадия фикси-
руется схемой Hi 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
208
85%. Вторая стадия регистрируется схемой Иг при наступлении
П симптомокомплекса (300%—признак Л; 180%—признак Б\
65% — признак Г).
Наступление третьей стадии гипоксии отмечается схемой И3,
на входы которой одновременно приходят сигналы от следующей
группы дискриминаторов (50%—признак А; 180% или 80% —
признак Б; 65% — признак Г).
Предколлаптоидное состояние, сопровождающееся спадом
частоты пульса от 180% до нормы, фиксируется логической схе-
мой Иь при одновременном наличии на входе сигналов от реги-
стратора спада пульса (РСП) и сигнала от одного из дискрими-
наторов (85 или 65%—признак Г). Абсолютные значения
физиологических параметров, крайне опасные для жизни чело-
века, фиксируются логической схемой ИЛИ3, вырабатывающей
сигнал при наличии на входе одного из дискриминаторов сигна-
лов <2 вдоха!мин 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 физиологиче-
ских параметров (сигнал ПГ). При появлении сигналов 1Г или
ПГ выдается сигнал о необходимости замера артериального дав-
ления (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 ано-
дов 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 Д2, Дз, Да- Напряжения на нагрузочных сопротивле-
ниях детекторов /?5 и Rq суммируются на общем сопротивлении
Rg при одновременной фильтрации пульсаций при помощи
фильтра R7, /?8 и С5.
Суммарное напряжение усиливается левой половиной лампы
Ль Предусмотрено регулирование коэффициента усиления кас-
када (потенциометр /?9). Усиленный потенциал с выхода У ПТ
подается непосредственно через делитель из сопротивления /?12
и /?13 на сетку катодного повторителя, собранного на правой поло-
вине лампы Л1. Дополнительная фильтрация пульсаций напря-
жения осуществляется при помощи конденсаторов С6 и С7.
С выхода катодного повторителя напряжение через делители, со-
стоящие из сопротивлений /?16, /?22, /?17, /?21 и /?18, /?20, подается
на входы амплитудных дискриминантов, выполненных на лампах
Л2, Л3 и Л4. Одновременно выходное напряжение через сопро-
тивление /?19 подается на измерительный прибор для установки
условно принятой нормы, что выполняется потенци-
ометром /?14.
209
Рис. 64. Принципиальная схема блока преобразования ЭЭГ
* иии и
*0
Дискриминаторы амплитуд представляют собой однотипные
триггеры Шмидта с непосредственной передачей потенциала на
вход. Катодные сопротивления триггеров R25, Rsi и Rsn, а также
сопротивления междуламповых связей выбраны такими, что в
первоначальном состоянии открыты левые половины ламп. Для
переклюаения 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 триг-
геры Л2 и Л3 отпираются при увеличениях сигнала на 200 и
300% соответственно, в то время как триггер Л4, 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
Л7, фиксирующая уровень 50% признака А, включена через со-
противление Д40 между анодом левой половины лампы Л4 и
источником питания +300 в; сигнальная лампочка Лб, фиксирую-'
щая уровень 200%, включена между анодами левых половин
ламп Л2 и Лз, а сигнальная лампочка Ле, отмечающая 300%,
включена между анодом левой половины лампы Л2 и источником
питания +150 в.
Принципиальная схема преобразования ЭКГ показана на
рис. 65. Усиленные и ограниченные электрокардиографические
импульсы поступают на вход формирователя импульсов, пред-
ставляющего собой ждущий мультивибратор с катодной связью,
собранный на двух половинах лампы Ль На выходе мультиви-
братора каждый сигнальный импульс превращается в прямо-
угольный 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 накопи-
тельной цепью второго. Такое включение интеграторов обеспечи-
вает лучшую линейность при преобразовании частоты импуль-
сов.
Заряд накопительных конденсаторов происходит через диоды
Д1 и Д3, а диоды Д2 и Д4 обеспечивают разряд конденсаторов
С3 и С4. Сопротивления Re и R? вместе с накопительными конден-
саторами фильтруют пульсации выходного напряжения. С вы-
хода диодного интегратора напряжение поступает на двойной
Т-образной фильтр (Дц, Д]2, С9, С7, С&, Д13), пропускающий по-
стоянную составляющую напряжения и подавляющий пульсации.
Катодные повторители фильтра собраны на двух половинах
лампы Л2.
С выхода катодного повторителя напряжение подается через
делители Д36, Д37 и Д44, R4e на амплитудные дискриминаторы
(лампы Л5 и Ле), фиксирующие абсолютные значения частоты
211

ЭКГ. Напряжение, снимаемое с потенциометра Ru, при помощи
которого устанавливается условная величина нормы, поступает
на амплитудные дискриминаторы пороговых значений (лампы
Лз, Лъ Л8) через делители Ra, Rk, Ra, Rn и Rse, Rsi-
ft качестве дискриминаторов используются те же триггеры
Шмидта с катодной связью. Делители 7?зе, R37 и R44, R4e подо*
браны таким образом, что в начальный момент триггеры, реги-
стрирующие абсолютные значения частоты ЭКГ, находятся в
противоположных состояниях (Л5 левая и Л6 правая имеют низ-
кий потенциал).
Индикаторная лампочка, сигнализирующая о крайних абсо-
лютных значениях, включена между противоположными анодами
триггеров, имеющих одинаковый потенциал в начальный момент,
так что изменение состояния одного из них приводит к ее зажига-
нию.
Все триггеры, фиксирующие пороговые значения, находятся
в положении, когда левые половины ламп открыты.
Включение индикаторных лампочек, аналогичное описанному
ранее (в схеме канала энцефалограммы), обеспечивает после-
довательную индикацию при достижении соответствующих поро-
гов.
На лампе Л4 собран регистратор спада частоты ЭКГ, пред-
ставляющий собой схему ждущего мультивибратора с катодной
связью, вход которого соединен с левым анодом триггера Шмидта
(амплитудный дискриминатор (ДА) 180%), а выход через диод
Дз и обмотку реле Pi—с правым анодом триггера Шмидта
(ДЛ—140%).
При предколлаптоидном состоянии, сопровождающемся рез-
ким спадом частоты сердечных сокращений в течение 10—15 сек
от 180% нормального значения до 140% и ниже, триггер (180%)
перебрасывается и запускает ждущий мультивибратор, выраба-
тывающий прямоугольный импульс длительностью 15 сек (Сц,
/?2б). При этом на анодах правой половины лампы Л4и диода Дз
появляется высокий потенциал.
При спадании частоты пульса в течение 15 сек до 140% пере-
брасывается триггер (140%), создавая низкий потенциал на
аноде правой половины лампы. Л8 и соответственно на катоде
диода Дз. Последний отпирается и реле блокируется через сопро-
тивление R33, фиксируя наступления предколлаптиодного со-
стояния.
Мы подробно остановились на медицинской программе и
устройстве сигнализатора гипоксических состояний в связи с тем,
что на примере работы над этим прибором могут быть сформу-
лированы некоторые общие положения, которыми полезно руко-
водствоваться при создании приборов для автоматической диа-
гностики различных острых патологических состояний. Централь-
ным вопросом составления медицинской программы для этого
типа приборов является выбор контролируемых параметров,
9 Биоэлектрическое управление
213
определение области допустимых изменений отдельных парамет-
ров и составление диагностических симптомокомплексов.
Решение этой задачи осуществляется эмпирически, так как до
настоящего времени нет еще удовлетворительной теории, по-
зволяющей исключать малоинформативные признаки из диагно-
стических симптомокомплексов. Поэтому для установления ин-
формативной значимости отдельных параметров, диагностиче-
ского значения различных величин их отклонений и значимой
взаимосвязи между отклонениями различных параметров необхо-
димо 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 усло-
вие работы такой аппаратуры. Из этого положения логически
вытекает необходимость использования соответствующих быстро-
действующих приемов обработки информации и целесообразность
использования двух типов программ: жесткой — по граничным
значениям отклонений отдельных параметров и пластичной, гиб-
кой по симптомокомплексам — одновременному отклонению не-
скольких параметров.
Наличие в норме существенных индивидуальных различий
многих физиологических параметров (ЭКГ, ЭЭГ и др.) опреде-
ляет необходимость введения индивидуализированных шкал.
При составлении их следует ориентироваться не только на вели-
чины 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 физио-
логического 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 осущест-
влять процесс моделирования острых патологических состояний в
эксперименте или при их развитии у больных в клинике и одно-
временно осуществлять регистрацию основных физиологических
параметров. При этом анализ данных, оценка значимости различ-
ных по величине отклонений отдельных параметров и их корре-
ляции 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 исключи-
тельно высокой надежности работы такой аппаратуры. Для этого
требуется упорная рабрта, прежде всего над конструкцией дат-
214
чиков, способных длительное время в сложных условиях (движе-
ния обследуемого) без искажений передавать информацию. Для
устранения ложных срабатываний прибора целесообразно пред-
усмотреть систему автоматического отключения отдельных кана-
лов 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 диагно-
стики и лечения терминальных состояний [1151. В этой работе
авторы в качестве управляющих сигналов использовали комби-
нации признаков — симптомокомплексы, характеризующие одно-
временные изменения биоэлектрической активности мозга,
сердца, частоты дыхания и артериального давления. Таким обра-
зом, 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 ингаля-
ции 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 искус-
ственного дыхания и дефибриллятор. Касаясь технической реа-
лизации, которую предложили авторы, рассмотрим принцип дей-
ствия цифрового анализатора и регулятора физиологических
функций (ЦАРФФ).
На рис. 66 приведена блок-схема устройства. Временная
селекция входных сигналов, снимаемых с усилителей (/—4),
осуществляется переключателем (5). Из преобразователя напря-
жения в двоичный код (б) дискретные сигналы поступают в схе-
му сравнения (7), регистры памяти (8) и дешифратор амплитуд
(9). В схеме сравнения вырабатывается сигнал об экстремуме,
который одновременно поступает в блок сравнения (10) и деши-
фратор амплитуд. Далее дешифрованные величины поступают
на выявитель уровня амплитуд (11).
Для селекции пиков QRS ЭКГ служит измеритель длитель-
ности колебаний (12}. В него поступают действующие значения
напряжения пиков, знак производной и «нулевой уровень» напря-
жения. Когда амплитуда и длительность электрических колеба-
ний лежат в заданных пределах, схема вырабатывает си^ал о
наличии пика QRS. Этот сигнал поступает в блок счетчиков для
подсчета частоты сердечных сокращений. Усредненная частота
поступает через дешифратор частоты (13) на выявитель уровня
частоты (14). Далее сигналы от выявителя уровня амплитуды и
частоты поступают через соответствующие переключатели (15) и
(16) в решающие устройства (17—20), которые выполняют логи-
215
9
Рис. 66. Блок-схема прибора для автоматической диагностики и лечения тер-
минальных состояний
Объяснения в тексте
ческие операции по анализу как каждой функции отдельно, так
и их взаимосвязи.
Выход каждого решающего устройства связан с соответ-
ствующей лечебной аппаратурой (21—23), режим работы кото-
рой также задается устройством управления (24).
Использование принципа биоуправления для диагностики
состояния работоспособности — создание приборов, контролирую-
щих психофизиологическое состояние человека в процессе не-
которых видов деятельности, является весьма актуальной и свое-
временной задачей. Действительно, высокая надежность, которая
требуется от машиниста, ведущего скоростные составы в дневное
и особенно в ночное время; от летчиков и космонавтов, выполняю-
щих различные сложные задания во время полетов; от операто-
ров, работающих на различных установках, длительно наблю-
дающих 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 опера-
тивных средств оценки психофизиологического состояния и рабо-
тоспособности человека непосредственно во время его трудовой
деятельности.
В 1965 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 инже-
нерной психологии. Они полагают, что в ряде случаев необходим
непрерывный контроль за состоянием работоспособности, кото-
рый бы обеспечивал вовремя обнаружение существенных ее
216
изменений и позволял бы прогнозировать характер этих измене-
нйй. Решение этой задачи позволило бы рационально управлять
условиями работы человека, например перераспределять на-
грузку между человеком и автоматом в автоматизированной си-
стеме управления.
Нахождение надежных признаков и их комбинаций, характе-
ризующих нарушение психофизиологического состояния в про-
цессе развития утомления и в случаях снижения работоспособ-
ности по другим причинам, является основным вопросом, кото-
рый до настоящего времени остается еще не только не решенным,
но даже мало изученным. Первоочередной задачей Ломов, и Про-
хоров считают создание классификации состояний снижения
работоспособности. Речь идет о том, что нарушения работоспо-
собности могут быть разделены по своей тяжести, обратимости на
несколько стадий, каждую из которых можно описать, а следова-
тельно и диагностировать. Эти авторы указывают на зависимость
выбора диагностических параметров от специфики работы, вы-
полняемой 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 исполь-
зования. .
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 дискус-
сия с Вольта послужили толчком к развитию физики, изобрете-
нию новых источников электричества, определили возникновение
электрохимии. Длительное время это фундаментальное открытие
не оказывало существенного влияния на физиологию и медицину,
последнее было обусловлено отсутствием чувствительных элек-
троизмерительных 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 актив-
ности различных возбудимых тканей и органов позволило уста-
новить, что биотоки отражают их функциональное состояние и в
связи с этим являются тончайшим методом диагностики многих
заболеваний сердца и мозга. Этот этап исследований биоэлектри-
ческой 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 ис-
пользования принципов биоэлектрического управления. К ним,
в первую очередь, должны быть отнесены имеющие важное прак-
тическое значение вопросы обеспечения автоматического конт-
роля за физиологическим состоянием здорового и больного чело-
века, создание приборов, сигнализирующих о развитии началь-
ных стадий острых патологических состояний. В этом направле-
нии уже имеются некоторые реальные успехи, позволяющие
прогнозировать, что приборы, предназначенные для слежения за
218
ритмом сердечной деятельности, кислородным обеспечением мио-
карда, равно как и более сложные устройства наблюдения за
состоянием тяжело больных, по комплексу физиологических
параметров будут в ближайшие годы введены в широкую прак-
тику медицины.
Методы лечения, основанные на использовании биоэлектриче-
ски управляемой аппаратуры, также, по-видимому, получат
широкое применение в клинической медицине. Здесь следует
отметить широкие возможности, которые связаны с использова-
нием биоэлектрически управляемых стимуляторов. Такие стиму-
ляторы позволят подавлять патологическую активность различ-
ных 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, пред-
назначенных для усиления деятельности желез внутренней секре-
ции. Менее четко еще определяется перспектива использования
принципов биоэлектрического управления для протезирования
сенсорных путей и создания аналогов нервных центров, способ-
ных взаимодействовать с нормально функционирующими рецеп-
торами и эффекторными структурами центральной нервной
системы.
Если решение этих задач до их непосредственного практиче-
ского использования требует еще проведения большой исследова-
тельской работы, то протезирование различных исполнительных
органов находится уже в стадии практической реализации. При
этом отчетливо видно, что использование биоэлектрического
управления принципиально расширяет их функциональные воз-
можности.
Несомненно, большая перспектива связана с использованием
биоэлектрического управления для оптимизации трудовых про-
цессов. Речь идет о создании устройств, следящих за состоянием
человека-оператора и прогнозирующих возможные изменения
его работоспособности. Это необходимо как в случаях нахожде-
ния человека в экстремальных условиях (подводные исследова-
ния, космические полеты и т. п.), так и при выполнении им интен-
сивной 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
1. Адамович В. А., Зильберман Н, Е. Электрографический метод выявления
кратковременных приступов утраты сознания у больных эпилепсией. Но-
вое в диагностике, лечении и профилактике нервно-психических, заболе-
ваний.— Труды Гос. н.-и. психоневрол. ин-та им. Бехтерева, 1961, 24, 83—
104. -
2. Аваров 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 исследо-
ваний». М., «Наука», 1966, 8—17.
3. Алеев Л. С. Метод биоэлектрической стимуляции и управления движе-
ниями человека и его применение для восстановления двигательных
функций. Докт. дисс. Киев, 1969.
4. 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, выц. 2,.142—149.
5. Алеев Л. С., Бунимович С. Г. Контроль функционального состояния нерв-
но-мышечных единиц при возбуждении дискретными-сигналами.— В кн.
«Моделирование в биологии и медицине». Киев, «Наукова думка», 1968,
183—188.
6. Алтухов Г. В.} Малкин В. Б., Балаховский И. С. Биоэлектрическая актив-
ность мозга и насыщение крови кислородом при острой гипоксемии.—
Военно-мед. жури., 1952, 11, 30—38.
7. Антонов A. В., Шнейдер А. Ю., Волкинштейн Е. М. Исследование ампли-
тудного параметра ЭМГ как управляющего сигнала.— Протезирование и
протезостроение, вып. 24. М., ЦНИИПП, 1970, 47—54.
8. Антошин П. Н., Шнейдер А. Ю.> Соловьев Л. С. Датчик силы схвата ка-
нала обратной связи для биоэлектрических протезов.— Протезирование и
протезостроение, 1968, вып. 20, 222—232.
9. Артоболевский И. И., Вишневский А. А., Быховский М. Л. Автоматиче-
ская медицинская информационная система.— Эксперим. хирургия и ане-
стезиология, 1962, 3, 3—10.
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 важней-
шими параметрами физиологических систем организма с помощью радио-
электронного комплекса. Кибернетика в клинической медицине. Докл.
симпозиума. Л., 1964, 57—60.
11. Бабский Е. Б, Биоэлектрическое управление в кардиологии.— В кн.
«Достижения современной техники в медицине». М., «Медицина», 1965,
129—142.
12. 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.
13; Бабский Е, Б., Ульянинский Л. С. Электрическая стимуляция сердца. М.:
«Медицина», 1961.v
220
14. Бабушкин В. И., Исаков П. К., Малкин В. Б., Усачев В. В. Изучение
биоэлектрической активности скелетной мускулатуры у человека* при дей-
ствии радиальных ускорений.— Физиол. журн. СССР, 1958, 42, 1, 10—13.
15. Баевский Р. М., Богданов В: В., Жданов А. М., Казаръян Л. А. «Диагно-
стическая машина» с непосредственным вводом медицинской информации
для определения отклонения* от нормы.В кн. «Биологическая и меди-
цинская электроника», вып. 3. М., 1963, 28—35.
16. 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.
17. Бакулев А. Н., Ефуни С. Н. Электроэнцефалография как объективный
метод контроля глубины анестезии.— Хирургия, 1958, 6, 21—26.
18. Баркрофт Дж. Основные черты архитектуры физиологических функций.
М.— Л., Биомедгиз, 1937.
19. Белиловский М. А. Перфузионный насос с биоэлектрическим управле-
нием.— Медицинская промышленность, 1965, 2, 58—63.
20. Беранек Л. Акустические измерения. М., ИЛ, 1952.
21. Беритов И. С. К учению о лабиринтных и шейных тонических рефлек-
сах.— Изв. Российской Акад, наук, 1915, 649—677, 853—882, 1117—1147.
22. 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.
23. Бернштейн В. М. Кисть для протезов с биоэлектрическим управлением.—
Протезирование и протезостроение, 1964, вып. 10, 124—127.
24. Бернштейн В. М. Моделирование электрического сигнала мышцы.— Про-
тезирование и протезостроение, 1966, вып. 18, 24—29.
25. Бернштейн В. М. Статистические параметры электрического сигнала мо-
дели мышц.— Биофизика, 1967, 12, 4, 693—-703.
26. Бернштейн В. М. Помехоустойчивость систем биоэлектрического управле-
ния.— Протезирование и протезостроение, 1969,- вып. 22, 55—63.
27. Бернштейн Н. А. О построении движений. М., Медгиз, 1947.
28. Бернштейн Н. А. Очерки по физиологии движений и физиологии активно-
сти. М., Медгиз, 1966. /
28а. Блинков С. М., Лурье Р. Н.{ Русинов В. С. О прогностическом значении
электроэнцефалограммы при черепно-мозговых ранениях.— Вопросы ней-
рохирургии, 1947, 2, 19—31. <
29. Бравичев А. Н. Зависимость электрической активности мышцы 0т разви-
ваемого ею усилия.— Протезирование и протезостроение, 1968,-вып. 20,
88—93.
30. Брейдо М. Г., Кобринский А. Е., Бесстрашное В. К. Система программно-
го управления фрезерным станком.— Станки-и инструменты, 1956, 12,
9—12.- ’
31. Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С., Кобринский А. Е., Сысин А. Я., Цет-
лин М. Л., Якобсон Я. С. О биоэлектрической , системе управления.—
Проблемы кибернетики, 1959, вып. 2, 203—212.
32. 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 биоэлек-
трического управления.— В кн. «IX Всесоюзный съезд физиологов, биохи-
миков и фармакологов». Тезисы докл. Минск., 1959, 1, 102—103.
33. Брезье М. Электрическая активность нервной системы. М., ИЛ, 19.55.
34. Быховский М. Л. Метод фазового интервала в проблеме диагностики.—
Эксперим. хирургия и анестезиология, 1962, 2, 16—19.
35. Бунзен П. В., Маграчев Я. И., Меницкий Д. Н„ Рысев В. С., Чуба-
ров А. В. Метод автоматической фотостимуляции в ритме биопотенциа-
лов мозга с селективно управляемой системой обратной 'Связи.— Физиол.
журн. СССР, 1968, 34, 10, 1239—1243.
36. Буреш Я:, Петрань М., Захар И. Электрофизиологические методы иссле-
дования. М., ИЛ, 1962.
221
37. Винер Н. Кибернетика. М., «Сов. радио», 1956.
38. Винер Н. Творец и робот. М., «Прогресс», 1966.
39. Витензон А. С. Значение степени напряжения паретических мышц дл
управления биоэлектрическим аппаратом.— Протезирование и протезо-
строение, 1962, вып. 11, 17—23.
40. Витензон А. С. Управление дозированными движениями макета биоэлек-
трического аппарата с помощью биотоков паретических мышц.— Проте-
зирование и протезостроение, 1963, вып. 8 (12), 16—21.
41. Витензон А. С. Особенности электрической активности предплечья у де.
тей с последствиями полиомиелита.— Протезирование и протезостроение
1965, вып. 15, 58—68.
42. Витензон А. С. Электрическая активность мышц предплечья у здоровых
детей школьного возраста.— Протезирование и протезостроение, 1965
вып. 15, 51—57.
43. Водовник, Маклауд. Электронное протезирование при нарушении нерв-
ных путей.— Электроника, 1965, 19, 32—39.
44. Водолазский Л. А. О значении межэлектродного сопротивления при ре-
гистрации биоэлектрических процессов с поверхности кожи человека.—
Бюлл. эксперим. биол. и мед., 1959, 10, 94—97.
45. Воробьев А. В., Дзидзишвили Н. Н. Электрическая активность коры го-
ловного мозга человека при различных физиологических состояниях.—
Труды Ин-та физиол. АН Груз. ССР, 1943, 5, 387.
46. Воскобойникова Л. М., Славуцкий Я. Л., Иоффе Д. М. и др. Протез
предплечья с биоэлектрическим управлением. Авторское свидетельство
№ 2384 от 20 октября 1967 г.
47. Газенко О. Г., Гурфинкель В. С., Малкин В. Б. Электроэнцефалографиче-
ские исследования в космической медицине.— В кн. «Проблему космиче-
ской биологии», т. 6. М., «Наука», 1967, 83—93.
48. Гарвей В. Анатомическое исследование о движении сердца и крови у жи-
вотных. 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.
49. Гельфанд И. М., Гурфинкель В. С., Орловский Г. H.t Пальцев Е. И., Се-
верин Ф. В., Фельдман А. Г., Шик М. Л. Об управлении некоторыми ти-
пами движений.— В кн. «Биоэлектрическое управление. Человек и авто-
матические системы». М., «Наука», 1970, 224—240.
50. Генкин А. А., Зараковский Г. М. Об автоматизации диагностики функ-
циональных состояний организма по данным ЭЭГ.— В кн. «Проблемы ин-
женерной психологии», вып. 4. Л., 1966, 190—206.
51. Гибнер В. М. Биоэлектрический протез предплечья с пропорциональным
управлением силой схвата и скоростью движения пальцев искусственной
кисти. Материалы научно-технической конференции по протезированию и
ггротезостроению МСО РСФСР и ЦНИИПП. М., 1969, 64—68.
52. Горон И. Е. Радиовещание. М., Связьиздат, 1944.
53. Горохов Ю. С., Матусова А. П., Мельникова В. А., Тарантович Т.М.,Ша-
башов В. М., Цетлин М. Л. Прибор для регистрации и диагностики нару-
шений ритмической деятельности сердца.— Изв. вузов, радиофизика, 1961,
4, 1, 165—172.
54; Гоффман Б., Крейнфильд П. Электрофизиология сердца. М., ИЛ,
1962.
55. Груздев К. Д., Спиченк'ов М. П. Автоматический стимулятор оптималь-
ной 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.
56. Гундаров В. П. Вопросы применения корреляционного анализа для обра-
ботки электромиограммы человека в норме и патологии. Канд. дисс. М.,
1969.
57. Гурвич Н. Л., Юньев Г. С. О восстановлении нормальной деятельности
222
фибриллирующего сердца теплокровного посредством конденсаторного
разряда.—Бюлл. эксперим. биол. и мед., 1939, 7, 8, 55—59.
58. Гурвиц И, Л. Фибрилляция и дефибрилляция сердца. М., Медгиз, 1957.
59. Гурфинкель В. С. О соотношении биоэлектрической активности и величи-
ны развиваемого мышцей усилия. Конференция по проблемам нервно-
мышечной физиологии. Тезисы докл. М., 1959, 23—24 февраля.
60. Гурфинкель В. С. Стояние здоровых людей и протезированных после
ампутации нижних конечностей. Докт. дисс. М., 1960.
61. Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л., Худяков А. В. Использо-
вание биоэлектрических потенциалов сердца в целях управления. Тезисы
докл. СО АН СССР, 1959, 18—22.
62. Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л. Способ рентгенографии
сердца. Автор, свид. № 123634 от 23.02 1959.
63. Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л. К методике электриче-
ского раздражения сердца.— Биофизика, 1961, 6, 1, 125—126.
64. Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л. Использование биоэлектри-
ческих потенциалов сердца в целях управления.— В кн. «Вопросы патоло-
гии и регенерации органов кровообращения и дыхания». Новосибирск,
Изд-во СО АН СССР, 1961, 33—37.
65. Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л., Худяков А. В. Рентгено-
графия сердца в произвольно избранные фазы кардиоцикла.— Вестник
рентгенологии и радиологии, 1961, 6,^25—28.
66. Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л., Худяков А. В. Некоторые
вопросы применения биотоков для управления медицинскими прибора-
ми. Тез. докл. II Всесоюзной конф, по применению радиоэлектроники в
биологии и медицине. М., НИИТЭИР, 1962, 73—74.
67. Гурфинкель В. С., Малкин В. Б., Цетлин М. Л. Некоторые вопросы авто-
матической диагностики острых патологических состояний.— В кн. «Ки-
бернетика в клинической медицине». Л., 1964, 15—22.
68. Гурфинкель В. С., Коц Я. М., Шик М. Л. Регуляции позы человека. М.,
«Наука», 1965.
69. Гурфинкель В. С„ Фельдман А. Г. Установка для исследования роли про-
приоцептивной обратной связи в механизме ритмических движений чело-
века.— В кн. «Радиоэлектронные приборы для биологических и Медицин-
ских исследований». М., «Наука», 1966, 88—95.
70. Гурфинкель В. С., Худяков А. В., Якименко А. В„ Яшков В. Т. Кардио-
синхронизатор для экспериментальных и клинических целей. 9-я област-
ная научно-техн, конф., поев. «Дню Радио». Новосибирск, 1968, 28—33.
71. Гурфинкель В. С., Сургуладзе Т. Д,, Мирский М. Л., Тарко А. М. Рабо-
та двигательных единиц человека при ритмических движениях.— Биофи-
зика, 1970, XV, 6, 1091—1095.
72. Дадашев Р. С., Малкин В. Б., Хлебников С. 77. Некоторые общие прин-
ципы построения приборов для диагностики изменений физиологического
состояния.— В сб. «Биологическая и медицинская электроника», вып. 3.
М., ГОСИНТИ, 1963, 60—66.
73. Дадашев Р. С., Малкин В. Б., Хлебников С. 77. Сигнализатор гипоксиче-
ского состояния.— В сб. «Биологическая и медицинская электроника»,
вып. 4. М., ГОСИНТИ, 1963, 7—18.
74. Дадашев Р. С„ Малкин В. Б., Хлебников С. 77. Устройство для автома-
тического диагностирования гипоксического состояния.— В сб. «Биологи-
ческая и медицинская электроника», вып. 5. М., ГОСИНТИ, 1963,.7—19.
75. Данилевский В. Я. Электрические явления в мозгу.— Физиологический
сборник. СПб., 1891, 2.
76. 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.
77. Делов В. И., Якобсон Я. С., Шенк И. А., ПоЛян Е. П„ Михлин М. Ф.,
Скудина Н. А., Витензон А. С, Аппарат для активной механотерапии. Ав-
тор. свид. № 159947. Бюлл. изобретений и товарных знаков, 1964, 2.
78. Дельгадо X. Мозг и сознание. М., «Мир», 1971.
223
79. Дубровин Э. Д. Некоторые вопросы борьбы с помехами от движений прц
длительных электрокардиографических исследованиях.— В кн. «Радио-
электронные приборы для биологических и медицинских исследований»
М., «Наука», 1966, 18—29.
80. Евдокимов Г. К., Крайних IL Т. Метод синхрофазорентгенографии.—.
Труды ЦНИИ рентгенологии и радиологии, 1941, 4, 71—73.
81. Ефуни С. Н. Электроэнцефалография в клинической анестезии. М., Мед-
гиз, 1961.
82. Жирмунская Е. А. Электрическая активность мозга в норме, при гипер-
тонической болезни и мозговом инсульте. М., Медгиз, 1963.
83. Жуков В. Г. Использование биоэлектрической активности мозга для ав-
тостимуляции корковой деятельности. XX Совещание по проблемам ВНД
М.— Л., Изд-во АН СССР, 1963.
84. Зеленин В. Ф. Клинические лекции. М., 1916.
85. Зухарь В. П. Актуальные вопросы нейрофизиологического изучения есте-
ственного сна человека в условиях направленного речевого воздействия.—
В кн. «Научные и практические вопросы обучения с использованием есте-
ственного сна». М., 1967, 61—71.
86. 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.
87. Казаченко К. И., Цыбульников В. С., Воскобойникова Л. М. Протезы рук
с биоэлектрической системой управления двумя парами движений.— Про-
тезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 237—240.
88. Ко, Слейтер. Биотехника — новая отрасль знаний.— Электроника, 1965,
№ 12, 41—49; № 13, 29—37. *
89. Кобринский А. Е., Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С., Сысин А. Я., Цет-
лин М. Л., Якобсон Я. С. Биоэлектрическая система управления.— Докл.
АН СССР, 1957, 117, 1, 78—80.
90. Кобринский А. Е., Брейдо М. Г., Гурфинкель В. С., Сысин А. Я-> Якоб-
сон, Я. С. Способ биоэлектрического управления механизмами и устрой-
. ствами. Автор, свид. № 110657 от 27 марта 1957 г/
91. Кобринский А. Е., Гурфинкель В. С., Брейдо М. Г., Сысин А. Я-, Цет-
лин М. Л., Якобсон Я- С. Макет механического привода к протезу, управ-
ляемому 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.
93. Кобринский А, Брейдо М. Г., Гурфинкель , В. С., Полян Е. JL, Славуц-
кий Я. Л./Сысин А. Я., Цетлин М. Л., Якобсон Я. С. О работах по созда-
нию биоэлектрических систем управления.— Труды Ин-та машиноведе-
ния АН СССР, семинар по теории механизмов и машин. М., 1959, 20,
вып. 77, 39—50.
94. Кобрцнский 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 ?1-го Международного
конгресса И ФАК по. автоматическому управлению, т. 2. М., Изд.-во АН
СССР, 1961, 830—840.
95. Кобринский А. Е., Степаненко Ю. А. Некоторые проблемы теории мани-
пуляторов. Механика машин. М., «Наука», 1967, вып. 7—8, 4—23/
96. Кобринский И. Е. Математические машины непрерывного действия. М.>
Гостехиздат, 1954.
97. Кованое В. В., Павленко С. М., Меделяновский А. И. и др. Методика фа-
зового управления кровообращением.— В сб. «Фазовый метод изучения и
управления функциями сердечно-сосудистой системы». М., 1963, 86—92.
98. Кожевников В. А., Либерман Б. В., Сороко В. И., Трубицына Т. А. К ме-
тодике исследования соотношений между биоэлектрической активностью
224
и механической работой мышц человека.— В кн. «Опыт изучения регуля-
ций физиологических функций в естественных условиях существования
организмов», т. 5. М.— Изд-во АН СССР, 1961, 317—327.
99. Кожевников В. А., Мещерский Р. М. Современные методы анализа элект-
роэнцефалограммы. М., Медгиз, 1963.
100. 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 приме-
нению радиоэлектроники в биологии и медицине. М., НИИТЭИР, 1962,
92—93.
101. Крепе Е. М., Шиповалов М. С., Болотинский Е. А. Оксигемометр и окси-
гемометрия.— Бюлл. эксперим. биол. и мед., 7, 1951, 60—64.
102. Кузин М. И., Сачков В. И., Плохой А. Д. Применение натриевой соли
ГОМКа для вводного и самостоятельного наркоза.— Эксперим. хирургия,
1967, 3, 49—53.
103. Лангрен. Бионика, ч. IV. Применение и новые направления.— Электрони-
ка, 1962, 11, 30.
104. Латаш Л. П. Гипоталамус, приспособительная активность и электроэнце-
фалограмма. М., «Наука», 1968.
105. Лебединский А. В. Предисловие к книге Гальвани А. и Вольта А. «Из-
бранные работы о животном электричестве». М.— Л., Биомедгиз, 1937.
106. Либкинд М. С, Моделирование интерференционной биоэлектрической ак-
тивности.— Биофизика, 1968, 13, 4, 685—693.
107. Ливанов М. Н. Значение частотных процессов в механизмах корковой
деятельности по данным электрофизиологических исследований. Докт.
дисс. М., 1941.
108. Ливанов М. Н. Применение электронновычислительной техники к анали-
зу биоэлектрических процессов головного мозга.— В кн. «Биологические
аспекты кибернетики». М., «Наука», 1962, 112—121.
109. Ливанов М. Н., Жадин М, Н., Крейцер Г. П„ Труш В. Д. Использова-
ние ЭЦВМ для постановки управляемого электрофизиологического экспе-
римента.— Биофизика, 1966, 11, 2, 306—313.
110. Липецкий М. Л., Закарлюка Ж. Д. Материалы к построению электриче-
ской частотно-импульсной обратной связи для «очувствления» биоэлект-
рического протеза предплечья.—Сб. «Протезирование и протезостроение».
Тезисы конф. Харьков, 1968, 137—138.
111. Липецкий М. Л., Гибнер В. М., Закарлюка Ж. Д. Задачи «очувствления»
биоэлектрических протезов.— В сб. «Материалы Симпозиума по протези-
рованию и протезостроению». М., ЦНИИПП, 1970, 70—74.
112. Лозач, Линней, Шерман, Джингресс. Искусственная рука помогает ин-
валидам.— Электроника, 1967, 16, 44—50.
113. Ломов Б, Ф., Прохоров А. И. К вопросу о контроле за'состоянием чело-
века-оператора (Доклад на Симпозиуме в Тбилиси, 29—30 ноября
1965). НТО радиотехники и электросвязи им. А. С. Попова. М., 1965.
114. Люблянский функциональный электронный аппарат РО-8 (проспект).'Юго-
славия, Любляна, 1969.,
115. Майстрах Е. В., Захаров В. К., Ильюткин Г. Н., Лшпарь Ю. Я. Устрой-
ство для автоматической диагностики и лечения терминальных «состоя-
ний.— Медицинская техника, 1968, 6, 11—16.
116. Максимов Ю. А. Электроэнцефалографическое изучение естественного сна
человека в обычных условиях и при действии словесных раз др ахните л ей.
Канд, дисс., М., 1968.
117. Малкин В. Б. О возможности применения электрического тока для пре-
кращения фибрилляции сердца. Канд. дисс. М., 1949.
118. 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.
119. Малкин В. Б., Фогельсон Л. И. О возможности использования электри-
ческого стимула для восстановления нормальной деятельности сердца
при мерцании предсердий.— Докл. АН СССР, 1957, 116, 2, 331—334.
225

120. Малкин В. Б; Высотная устойчивость, как приспособление к гипоксе-
мии.— В кн. «Проблемы компенсаторных приспособлений». М., Изд-во
АН СССР, 1960, 180—187.
121. Малкин В. Б. Основы автоматической диагностики гипоксического состоя-
ния.— В кн. «Кислородная недостаточность». Киев, 1963, 104—112.
122. Малкин В. Б. Электроэнцефалограмма при острой гипоксической гипо-
ксии.— В кн. «Авиационная и космическая медицина». М., «Наука», 1963
47—51.
123. Малкин В. Б., Асямолова Н. М., Кочетов А. К. Классификация электро-
энцефалограмм здорового человека.— В сб. «Проблемы космической био-
логии»,^. 6. М., «Наука», 1967, 495—505.
124. Меделяновский А. Н., Лосев Н. И., Киселев О. И. О некоторых возмож-
ностях метода фазовой рентгенокардиогр афии.— Кардиология, 1961, 5,
66—73.
125. 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 иссле-
дования.— Физиол. журн. СССР, 1962, 48, 10, 1277—1279.
126. Меделяновский А. Н„ Киселев О. И. Универсальный аппарат для иссле-
дований фазовой деятельности сердца.— Физиол. журн. СССР, 1962,
48, 9, 1126—1129.
127. Меделяновский А. Н., Киселев О. И. ^Методика фазовой фотографии серд-
ца.— Патол. физиол. и эксперим. терапия, 1962, 6, 2, 71—73.
128. Меделяновский А. Н., Киселев О. И. Методика дыхательно-сердечного фа-
зирования в применении, к исследованию и регуляции деятельности серд-
ца и крупных сосудов.— В кн. «Фазовый метод изучения и управления
функциями сердечно-сосудистой системы». М., 1963, 93—99.
129. 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 авторадио-
графического исследования.— В сб. «Фазовый метод изучения и управле-
ния функциями сердечно-сосудистой системы». М., 1963, 71—79.
130. 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.
131. Мещерский Р. М. Новые методические направления в электрофизиоло-
гии.— В кн. «Достижения современной техники в медицине». М., «Меди-
цина», 1965, 67—68.
132. Морецкий А., Экель Ю., Фиделюс К. Принципы управления машинами и
живыми организмами посредством биопотенциалов мышц.— Механика ма-
шин. М., «Наука», 1967, вып. 7—8, 129—138.
133. Орбели Л. А. Лекции по физиологии вегетативной нервной системы.
М.— Л., Биомедгиз, 1935.
134. Павлов И. П. Собр. соч., т. 3. М., Изд-во АН СССР, 1951.
135. Папернов Л. 3. Индикаторы уровня. М., «Связь», 1964.
136. Ларин В. В., Баевский Р. М. Введение в медицинскую кибернетику. М.,
Медгиз, 1966.
137. Пас ела. Сбор физиологической информации.— Электроника, 1967, 14, 32—
40.
138. Пенфильд У., Джаспер Г. Эпилепсия и функциональная анатомия голов-
ного мозга человека. М., ИЛ, 1958.
139. Перельмутер А. С., Дмитриев В. Н., Градецкий В. Г. и др. Биологическое
управление искусственным дыханием и кровообращением.— В кн. «Био-
электрическое управление. Человек и автоматические устройства». М.,
«Наука», 1970, 288—308.
140. Переслени Л. И. Кожная рецепция и возможность использования кожно-
го анализатора для целей коммуникации.— Вопросы психологии, 1968,
4, 161—169.
141. Персон Р. С. Электромиография в исследованиях человека. М., «Наука»,
1969.
226
142. Персон А С., Либкинд М. С. Моделирование интерференционной биоэлек-
трической активности.— Биофизика, 1967, 12, 1, 127—134.
143. Пламя Э. И. Особенности построения биоэлектрических систем управле-
ния функциональными аппаратами.— Протезирование и протезостроение,
1969, вып. 21, 47—54.
144. Пламм Э. И. Дискретные биоэлектрические системы управления с частот-
ным кодированием информации. Канд. дисс. М., 1970.
145. Пламм Э. И., Ройфман Г. Д. Исследование некоторых параметров био-
электрических сигналов.— Протезирование и протезостроение, 1971,
вып. 26, 77—82.
146. Полян Е. П. Устройство для биоэлектрического управления, например,
протезами. Автор, свид. № 163326. Бюллетень изобретений и товарных
знаков, 1964, 12.
147. Полян Е. П. Биоэлектрические системы управления протезами верхних
конечностей. Канд. дисс. М., 1966.
148. Полян Е. П. Усилители мощности к узлам управления биоэлектрически-
ми протезами при использовании амплитудной селекции командного сиг-
нала.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 123—129.
149. Полян Е. П., Ежов М. Д. Электронные узлы биоэлектрической системы
управления.—Протезирование и протезостроение, 1963, вып. 8 (12), 5—15.
150. Полян Е. П., Ежов М. Д., Шнейдер А. Ю. Электронные узлы многофунк-
циональных протезов с биоэлектрическим управлением.— Протезирование
и протезостроение, 1964, вып. 14, 3—10.
151. Полян Е. П., Переходько И. А. Устройство для переключения управления
механизмов протезов. Автор, свид. № 193030. Бюллетень изобретений и
товарных знаков, 1967, 6.
152. 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.
153. Полян Е. П., Шнейдер А. Ю., Антонов А. В. Усилитель напряжения для
биоэлектрических протезов.— Протезирование и протезостроение, 1968,
вып. 19, 11—21.
154. Полян Е. П., Ройфман Г. Д., Пламм Э. И., Савельев Л, А. Биоэлектри-
ческие системы с частотно-широтно-импульсным способом управления ис-
полнительным механизмом.— Протезирование и протезостроение, 1970,
вып. 24, 23—29.
155. Полян Е. П,, Остапчук В. Г. Устройство для биоэлектрического управле-
ния многофункциональными системами при ограниченном числе источни-
ков сигналов.— Протезирование и протезостроение, 1970, вып. 23, 260—
263. '
156. Полян Е. П.г Остапчук В. Г., Антонов А. В., Шнейдер А. Ю. Исследова-
. ние системы биоэлектрического управления с временным дозированием
. управляющих сигналов.— Протезирование и протезостроение, 1971,
вып. 27, 82—91.
157. Полян Е, П., Шнейдер А. Ю., Пламм Э. И. Принципы сокращения команд-
ных сигналов в многофункциональных биоэлектрических системах управ-
ления.— Сб. «Механика машин». М., «Наука», 1971, вып. 27—28,128—137.
158. Полянцев В. А. Методика самоуправляемого искусственного дыхания.—
Патол. физиология и эксперим. терапия, 1961, 5, 4, 77—79.
159. Попов Б. Пг, Славуцкий Я. Л., Иоффе Д. М., Якобсон Я. С., Полян Е.П.,
Сысин А. Я., Воскобойникова Л. М., Бернштейн В. М. Управление про-
тезами рук с помощью биотоков мышц.— В сб. «Биологическая и меди-
цинская электроника». М., ГОСИНТИ, 1963, вып. 1, 42—50.
160. Правдич-Не минский В. В, Ein Versuch der registrierung die elektrischen
Gehirnerscheinungen.— Zbl. f. Physiol., 1913, H. 27, 951—960.
161. Рабинович H. Э. Использование результатов анализа частотных измене-
ний биопотенциалов мозга с целью индикации глубины наркоза. «Науч-
ная сессия, посвященная 30-летию ВНИИМП». Тез. докл., М., ВНИИМП,
1968, 64—65.
227
162. Расторгуев Б. П. Нарушение возбудимости сердца при эксперименталь-
ном инфаркте миокарда. Канд. дисс. М., 1967.
463. Самойлов А: Ф. Электрокардиограммы.— Русский врач, 1908, 33, 1—22.
164. Сент-Джиордьи А. О мышечной деятельности. М., Медгиз, 1948.
165. 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.
166. Селье Г. Очерки об адаптационном синдроме. М., Медгиз, 1960.
167. Сидоренко Г. И. Кибернетика и терапия. М., «Наука», 1970.
168. Славуцкий Я, Л, Электрофизиологический анализ действия мышц плече-
вого сустава человека. VI научная сессия ЦНИИПП. М., 1958, 138—145.
169. Славуцкий Я. Л. Физиологические предпосылки к построению протезов с
управлением от биотоков мышц.— Протезирование и протезостроение,
11959, вып. 1(5), 3—8.
170. Славуцкий Я. Л., Попов Б. П., Сергеева С. Р., Сысин А. Я., Полян Е. П.,
Воскобойникова Л. М., Беленький В. Е, Физиологические основы управле-
ния протезом предплечья с помощью биотоков мышц.— Протезирование
и протезостроение, 1961, вып. 5(9), 5—11.
171. 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. И, 8—16.
172. Славуцкий Я. Л., Широкова Е. А.; Гольдберг И. С. Исследование физио-
логических условий биоэлектрического управления протезами с двумя па-
рами движений от четырех мышц предплечья.— Протезирований и про-
тезостроение, 1965, вып. 15, 5—13.
Д73. Славуцкий Я. Л., Гольдберг И. С. Исследование физиологических усло-
вий управления тремя парами движений протеза от биотоков шести
” . мышц культи предплечья.— Протезирование и протезостроение, 1966,
вып. 18, 5—14.
174. Славуцкий Я. Л., Широкова Е. А., Иваненкова Е. Д., Гольдберг И. С.
Количественные характеристики электрической активности мышц инвали-
дов и их изменения в результате тренировки.— Протезирование и проте-
зостроение, 1966, вып. 17, 11—19.
175. Славуцкий Я- Л., Широкова Е. А., Гольдберг И. С., Смайльс С. С. Физио-
логические материалы по биоэлектрическому управлению двумя парами
движений протеза от биотоков одной пары мышцы с переключением.—
Протезирование и протезостроение, 1966, вып. 17, 5—10.
176. Славуцкий Я. Л., Гольдберг И. С„ Смайльс С. С., Ильина Ю. П., Саран-
цев А. В. Исследования по амплитудному управлению биоэлектрическими
протезами.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 14—22.
177. Славуцкий Я. Л., Широкова Е. А., Гольдберг И. С., Воскобойнико-
ва Л. Л4., 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.
178. Славуцкий Я. Л., Смайльс С. С. Частотная характеристика электрограм-
мы человека.— Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 20, 66—77.
179. Славуцкий Я- Л., Широкова Е. А., Смайльс С. С. О возможностях ис-
пользования мышц культи плеча и туловища для биоэлектрического уп-
равления протезами.— Протезирование и протезостроение, 1970, вып. 24г
5—15.
180. Смирнов Г. Д., Виноградов П. М. Суммарная электрическая активность
как один из показателей функционального состояния коры головного моз-
га.—Докл. АН СССР, 1953, 91, 2, 433—436.
181. Степаненко И. П. Основы теории транзисторов и транзисторных схем.
М.— Л., Госэнергоиздат, 1963.
182. Судзуки Редзи. Электронные протезы рук.— «Кагаку Асахи», 1967, 9,
50—57.
228
183. Сысин А. Я. Прибор для подсчета суммарной биоэлектрической активно-
сти мышц.—VI научная сессия ЦНИИПП. М., 1958, 157—160
184. Табаровский И. К. Фазорентгенокардиограф ФРК-61, промышленный при-
бор, обеспечивающий применение фазового метода.— В кн. «Фазовый ме-
тод изучения и управления функциями сердечно-сосудистой системы». М.,
1963, 46—53.
185. Т&мович 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.
186. Уолтер Г. Живой могз. М., «Мир», 1966.
187. Фогельсон Л. И. Клиническая электрокардиография. М., Медгиз, 1957.
188. Харкевич А. А. Спектры и анализ. М., Физматгиз, 1962.
189. Харрисон. Биоэлектрическое управление парализованными конечностя-
ми.— Электроника, 1964, 30, 44—49.
190. Холден Дж. С., Пристли Дж. Г. Дыхание. М.— Л., Биомедгиз, 1937.
191. Хорн. Протез кисти руки, управляемый биотоками.— Электроника, 1963.
41, 26—30.
192. Цетлин М. Л. Исследования по теории автоматов и моделированию био-
логических систем. М., «Наука», 1969.
193. Цетлин М. Л., Азаров Ю. К., Гурфинкель В. С., Гельфанд И. М., Кассир-
ский И. А., Порошина И. И. Прибор для автоматической диагностики
предынфарктных состояний. Автор, свид. № 182849. Бюллетень изобрете-
ний и товарных знаков, 1966, 12.
194. Цукерман Б. М. Электроимпульсная терапия нарушений ритма сердца.
Докт. дисс. М., 1971.
195. Чазов Е. И., Овруцкий Я. С., Руда М. Я., Трубецкой А. В. Синхронизи-
рованное с сердечным циклом введение вещества в коронарные арте-
рии.— Кардиология, 1967, 7, 10, 8—10.
196. Чазов Е. И., Трубецкой А. В., Руда М. Я. Опыт экспериментального при-
менения противопульсации.— Кардиология, 1966, 6, 2, 38—44.
197. Щеповальников А. Н. О путях количественной оценки глубины сна у че-
ловека по данным электронополиграммы. Материалы Симпозиума по
изучению особенностей сна и переходных состояний человека. М;, 1968.
198. Шеповальников А. Н. Динамика суммарной биоэлектрической активности
головного мозга у спящего человека.— Журн. высш, нервн. деят., 1966,
16, 4, 699—707.
199. Широкова Е. А., Шнейдер А. Ю., Соловьев Л. С. Использование -вибра-
ционных раздражителей в канале обратной связи биоэлектрических про-
тезов.— Ортопедия, травматология и протезирование, 1969, 2, 5—9.
200. Ш минКе Г. А. Электрические измерения в физиологии и медицине. М.,
Медгиз» 1956. т
-201. Шнейдер А. Ю:, Кобринский А. Е., Широкова Е. А. Устройство обратной
связи в биоэлектрических системах управления. Автор, свид. Ж 166099.
.Бюллетень изобретений и товарных знаков, 1964г 21?
202. Шнейдер А. Ю. Некоторые функциональные характеристики биоэлектри-
ческой системы управления с обратной связью. Канд. дисс. М., 1965.
203. Шнейдер А. Ю. Оценка оператором силы схвата при управлении искус-
ственной кистью.— Механика машин. М., «Наука», 1967, вып. 7—8, 84—96.
204. Шнейдер А. Ю., Соловьев Л. С., Полян Е. П. Усилитель мощности с им-
пульсным преобразователем для управления биоэлектрическими протеза-
ми.—Протезирование и протезостроение, 1968, вып. 19, 129—136.
205. Шнейдер А. Ю., Головин В. С. Вибратор для передачи вибрационных раз-
дражений.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 244—248.
206. Шнейдер А. Ю., Широкова Е. А., Соловьев Л. С., Антонов А. В., Вол-
кинштейн Е. М. Биоэлектрическая система управления с устройством об-
ратной связи.— Протезирование и протезостроение, 1969, вып. 22, 31—38.
207. Шнейдер А. Ю., Волкинштейн Е. ,М. Исследование информационной емко-
сти вибрационных раздражений, используемых в канале обратной связи.—
Протезирование и протезостроение, 1970, вып. 24, 30—37.
229
208. Шнейдер А. Ю., Головин В. С., Полян Е. П., Волкинштейн Е. М. Усили-
тель мощности с импульсным преобразователем для биоэлектрических си-
стем пропорционального управления.— Протезирование и протезостроение
1971, вып. 27, 182—187. Р
209. Шнейдер А. Ю., Соловьев Л. С. Исследование эффекта кажущегося
«движения» (фантома) при действии вибрационных раздражений.— Про-
тезирование и протезостроение, 1972, вып. 27, 48—103.
210. Шпильберг П. И, Электроэнцефалограмма человека при аноксии._________
Бюлл. эксперим. биол. и мед., 1944, 18, 3, 41.
211. Шпильберг П. И. Электроэнцефалограмма человека во время сна и гипно-
за.— Физиол. журн. СССР, 1955, 41, 2.
212. Шумаков В. И., Драгачев С. П., Толпекин В. Е. и др. Изучение в экспе-
рименте внутриаортального насоса — баллончика.— Грудная хирургия
1970, 3, 36—42. *
213. Шумаков В. И., Толпекин В. Е„ Власов В. Б. Клиническое применение
вспомогательного кровообращения.— Клин, мед., 1971, 7, 15—20.
214. «Электроника». Рука — помощник, 1965, 19, 42.
215. «Электроника». Электронная рука, 1966, 25, 96—97.
216. «Электроника». Протез кисти руки с пятью пальцами, 1967, 16, 80—81.
217. «Электроника». Новый электронный протез, 1967, 10, 66—67.
218. «Электроника». Уменьшение времени реакции, 1968, 2, 43.
219. «Электроника». Искусственно создаваемое ощущение пространства у ка-
лек, 1970, 10, 36.
220. «Электроника». Протез ноги с биоэлектрическим управлением. 1970, 19,
56—57.
221. Эйнштейн А. Наука и счастье. Собр. научи, трудов, 4, М., Наука,
1967.
221а. Юсевич Ю. С. Электромиография в клинике нервных болезней. М., Мед-
гиз, 1958.
222. Якобсон Я. С., Кобринский А. Е., Попов Б. П„ Полян Е. П., Славуц-
кий Я. Л., Сысин А. Я. Протез предплечья с электрическим сервоприво-
дом, управляемым биотоками мышц с устройством для ощущения силы
схвата. Автор свид. № 120300. Бюллетень изобретений и товарных зна-
ков, 1959, 11.
223. Якобсон Я. С., Полян Е. П. Электрический протез предплечья с управле-
нием от биотоков мышц.— Протезирование и протезостроение, 1959,
вып. 1 (5), 8—12.
224. Якобсон Я. С., Делов В, И., Полян Е. П,, Мельников Ю. С, Макет про-
теза бедра с гидравлическим устройством, управляемым биотоками мышц
культи.— Протезирование и протезостроение, 1965, вып. 16, 109—118.
225. Якобсон Я» С., Бернштейн В. М.} Полян Е. П. Способ биоэлектрического
управления. Автор, свид. № 158381. Бюллетень изобретений и товарных
знаков, 1963, 21.
226. Якобсон Я. С., Бернштейн В. М., Полян Е. П. Способы управления мно-
гофункциональными биоэлектрическими протезами.— Протезирование и
протезостроение, 1964, вып. 14, 11—16.
227. Якобсон Я. С. Некоторые биомеханические предпосылки к построению
биоэлектрического протеза предплечья с двумя парами движений.— Про-
тезирование и протезостроение, 1965, вып. 15, 14—17.
228. Якобсон Я. С., Бернштейн В. М., Полян Е. П. Способы управления мно-
гофункциональными’ биоэлектрическими протезами.— Механика машин,
вып. 1—2. М., «Наука», 1966, 61—65.
229. Якобсон Я- С. Принципы построения многофункциональных протезов рук
с биоэлектрическим управлением.— Протезирование и протезостроение,
1969, вып. 22, 11—22.
230. Якобсон Я. С. Биомеханические обоснования к построению протезов верх-
них конечностей с биоэлектрическим управлением.— В сб. «Материалы
Симпозиума по протезированию и протезостроению». М., МСО РСФСР,
1970, 41—53.
230
231. 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.
232. Akasome T.f Ohbayashi K>> Kasai G.t Kimura E. Измерение электрокардио-
графических волн с помощью гибридной вычислительной машины для ав-
томатического диагноза аритмий,—В кн. «Достижения медицинской и
биологической техники». М., «Медицина», 1971, 529—531.
233. Angelone L.} Clayton I. A., Brandhorst W. S. An approach to quantitative
electromyography of the masseter muscle.— I. D. Res., 1960, 39, 17.
234. Apple H. P., Reswick J. B. A Multi-level approach to orthotic/prosthetic
control system design.— In: «Advances in external control of human extre-
mities». Belgrade, 1970, 323—338.
235. Artom A., Bistagnino C., Pennacchieti M., Pozzolo V. Uno stimolatore as-
servito a segnali mioelettrici.— Elettrotecnica, 1967, 54, 3, 224—226.
236. Aserinsky F., Kleitman N. Regularly occurring periods of eye mobility and
concomitant phenomena during sleep.— Science, 1953, 118, 273—274.
237. Basmajian J. Conscious control of single nerve cells.— New Scientist, 1963,
20, 369, 662—664.
238. Battye С. 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.
239. Bauer F., Demmer E. Die osterreichische bioelektrische Armprothese MM-3P
mit Proportionalsteilerung. Wirkung Weise und Erprobung.— Orthopadie
Techn., 1969, 9, 231—233.
240. Bayer H., Flechtenmacher C. Ermiidung und Aktionsstromspannung bei
der' isometrischen Muskelkontraktion des Menschen.— Arbeitphysiologie,
1950 14 261.
241. Beck C. S.f Pritchard L. H., Fell H. S. Ventricular fibrillation of long dura-
tion abolished by electric shock.— J. Amer. Med. Assoc., 1947, 1935, 15,
985.
242. Beeker Th. W., During J., den Hertog A. Artificial touch in a handpro-
sthesis.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 1, 47—49.
243. Beigel A., Haar stick R.t Palme F. Hirnaktionsstrome nach Unterbrechung
der Sauerstoffatmung in verschiedenen Hohenlagen.— Luftfahrtmedizin,
1943, 7, 4, 305—319.
244. Вёкёзу 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.
245. Berger H. Uber das Elektroencephalogramm der Menschen.—Arch. Psy-
chol. und Nervenkrankh., 1929, 87, 527.
246. Berger N., Huppert C. R. The use of electrical and mechanical muscular
forces for the control of an electrical prosthesis.— Amer. J. Occupat. Thera-
py, 1952, 6, 3, 110—114.
247. Bergstrom R. M. Uber den Zusammenhang der von voluntaren Muskelakti-
on erbrauchten Bewegungsgrosse und der electrischen Aktivitat des Mus-
kels.— Acta physiol, scand., 1958, 44, 184—188.
248. Bergstrom R. M. The relation between number of impulses and the integra-
ted electric activity in electromyogram.— Acta physiol, scand., 1959, 45,
97—101.
249. Bickford R. G. Neurophysiological applications of automatic anaesthetic re-
gulator controlled by brain potentials.— Amer. J. Physiol., 1949,-3, 562—
563.
250. Bickford R. G. Automatic electroencephalographic control of general anaes-
thesia.—EEG and Clin. Neurophysiol., 1950, 2, 1, 93—96.
251. Bickford R. G. Use of frequency discrimination in the automatic electroen-
cephalographic control of anaesthesia (servo-anaesthesia).—EEG and Clin.
Neurophysiol., 1951, 3, 1, 83—86.
252. Bickford R. G. An automatic recognition system for the electroencephalo-
graphic spike- and wave discharge.— In: «Medical Electronics». London,
I960, 181—182.
231
253. Biedermann W. G. Diskussionsbeitrag zum Thema: Myoelectrisch ges'teuer-
ten Prothesen.— Orthopadie-Techn., 1969, 2, 34—37.
254. Bigland B., Lippold 0. The relation between forces, velocity and integrated
electrical activity in human muscles.— J. Physiol. (Engl.), 1954, 123, 214—
224.
255. Birtill J. W., Truscott I. R. Myo-electric control systems.— Proc. Sympos. on
. Powered Prosthesis, Roehanipton, October 1965, 49—53.
256. Blake H., Gerard R. W., Kleitman N. Factors influencing brain potentials
during sleep.— J. Neurophysiol., 1939, 2, 1, 8.
257. Bluthgen F., Erlich R. Ein elektronisches Gerat fur die organphasengesteur-
te Auslosung von Rontgenaufnahmen.— Medizintechnik, 1966, 5, 184—186.
258. Boenick U. Der gegenwartige Entwicklungsstand myoelektrisch gesteuerter
Unterarmprothesen.— Orthopadie-Techn., 1969, 9, 233—237.
259. Bottomley A. Working model of a myo-electric control system.— Proc. In-
ternal. Sympos. on Application Automatic Control of Prosthetics Design.
Opatija, 1962, 37—45.
260. Bottomley A., Kinnier Wilson, Nightingale A. Muscle substitutes and myo-
electric control.—Radio and Electron. Eng., 1963, 26, 6, 439—448.
261. Bottomley A. H., Cowell T. R. An artificial hand controlled by the nerves.—
New Scientist, 1964, 21, 382, 668—671.
262. Bottomley A. H. The control of muscles.— Progress Biocybernetics, v. 1.
Amsterdam — London — N. Y., 1964, 124—131.
263. Bottomley A. H, xMyo-electric control of powered prostheses.— J. Bone and
Joint Surg.j 1965, 47-B, 3, 411—415.
264. Bottomley A. //. Progress with the British myo-electric hand. External con-
trol of human extremities.— Proc. Internal. Sympos. Dubrovnik, 1966. Belg-
rade, 1967, 114—124.
265. Boucek R., Murphy W., Sommer L., Voudoukis I. Segmental perfusion of
the coronary arteries with fibrinolysin in man following a myocardial infar-
ction.— Amer. J. Cardiol., 1960, 6, 2, 525—533.
266. Boucek R., Murphy W., Hernandez F. Intercalative angiography.— Radio-
logy, 1961, 76, 4, 565—571.
267. Bouisset S., Goubel F. Relation entre I’activite electromyographique integree
et la vitesse d’execution de mouvements monOarticulaires simples.— J. phy-
siol. (France), 1967, 59, 4, 359.
268. Brannin R. S., Zapanick L E. Myo-electric control system. Патент США
№ 310637 кл. 244—83, заявлено 8.10 1963.
269. Brooks С., Hoffman В. F.> Suckling E. E., Orias 0. Excitability of the
heart. N. Y., 1955.
270. Buchthal F. Introduction to electromyography. Copenhagen. 1957.
271. Buchthal F., Guld 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 musc-
le.— EEG and Clin. Neurophysipl., 1966, 20, 321—336.
272. Butko A. Stimulation eines kombinierten technisch-biologischen Systems
mit digital Rechenanlagen.— Elektron. Rechenanlag., 1969, 11, 4, 195—204.
273. Cannon W. B. Organization for physiological homeostasis.— Physiol. Rev.,
1929 IX 399.
274. Caton R. Brit. Med. Bull., 1875, 2, 278.
275. Cenkovich F. S., Gersten I. W. Fourier analysis of the normal human elect-
romyogram.— Amer. J. Phys. Med., 1963, 42, 5, 192—204.
276. Childress D. S. Design of myoelectric signal conditioner. J. Audio Engng
Soc., 1969, 17, 3,.286—290.
277. Clarke A. M. Relationship between the electromyogram and the force of the
isometric reflex response of normal human subjects.—Nature, <1965, 208,
5010 551________552
278. 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.
232
279. Close J. R., Nickle E. D.t 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.
280. Cournand A. et al. Cardiac catheterization in congenital heart disease.
N. Y., 1949.
281. Davis P. A. Technique and evaluation of electroencephalogramm.—J. Neu-
rophysiol., 1941, 4, 92—114.
282. Davis H., Davis P. A., Thompson W. Progressive changes in the human
electroencephalogram under low oxygen tension —Amer. J. Physiol., 1938,
123, 1, 51.
283. Davis H,t 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—
94.
284. De Soura H. A bio-prosthetic system for joint movement.— Control, 1966,
10, 234—236; 312—314; 372—373.
285. Degelman J. A coupling circuit for the Bickford integrator.— EEG and.
Clin. Neuro physiol., 1956, 8, 693—694.
286. Dement IT., 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.
287. 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.
288. Dimitrijevic M. R., Nathan P. Studies of spasticity in man. I. Some featu-
res of spasticity.— Brain, 1967, 90, 1—30.
289. Dimitrijevic M. R. Further advances in use of physiological mechanisms in
the external control of paralyzed extremities. Functional electrical stimula-
tion. Reports 3rd Internat. Sympos. on External Control of Human Extre-
mities. Dubrovnik, 1969, 1—23.
290. Dimitrijevic M. R., Gracanin F., Prevec T., Trontely J. Способ устранения
клонуса.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М.,
«Медицина», 1971, 178—179.
291. Dorcas D. S., Scott R. N., Thompson G. B. Orthotic systems research (Univ,
of New Bruncwick, Canada).— Progr. Rept., 1965, 4.
292. Dorcas D. S., Scott R. N. A three-state myo-electric coHtrol.— 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.
293. Dunker E., Palme F. Die Bedeutung verschiedenen Foraen willkiirlicher Hy-
perventilation bei normaler und herabgesetzter Sauerstoffspannung in der
Einatmungsluft.— Luftfahrtmedizin, 1944, 8, 4, 381—404.
294. Dusser de Barren J. G. The labyrinthine and pastural mechanisfns.— In:
«А Handbook of general experimental psychology», 1934, 204—216.
295. During J., van Mutenburg T. С. M. An EMG-operated control system for a
prosthesis.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 6, 597—601.
296. Edwards R. G., Lippold О. С. I. The relation between force and integrated
electrical activity in fatiqued muscle.— J. Physiol. (Engl.), 1956, 132, 677—
. 681.
297. Einthoven W. The relation of mechanical and electrical phenomen of mus-
cular contraction with special reference to the cardiac muscle.— Harvey Lec-
tures, 1924—1925, HI, 130.
298. Engineering. Electronics arm from Italy. 1965, 200, 5178, 65.
299. Engelhardt A. Entwicklungsstand einer vielgliedrigen Hand.— Orthopadie-
Techn., 1970, 6, 146^-148.
300. Faure G.,. Gilgenkrantz J. M., Renauld J. L’entratnement electrique du
- coeur. Application on traitement des blocs auriculoventriculaires. Paris,
Masson, 1964.
301. Ferris L, P.f King B. G.t Spence P. W., Williams H, B. Effect of electric
; shock on theiheart.— Electr. Engng, 1936, 55, 5, 498—515.
302. Fex L, Krakau E. T. Some experiences with Walton’s frequency analysis of
233
electromyogram.— J. Neurol., Neurosurg. and Psychiatry, 1957, 20, 3, 178—
184.
303. Finley F. R., Wirta R. W. Myocoder-Computer study of electromyographic
patterns.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1967, 48, 1, 20—24.
304. Finley F. R., Wirta R. W. Myocoder studies of multiple myopotentials res-
ponse.—Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1967, 48, 11, 598—601.
305. Finley F. R., Wirta R. W., Cody K. A. Muscle synergies in motor perfor-
mance.—Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1968, 49, 11, 655—660.
306. Floresco N. Rappel a la vie per 1’excitation directe du coeur.— J. Physiol, et
pathol. gen., 1905, 7, 797.
307. Freedy A., Lyman J. Distribution of multilevel control in arm prostheses and
orthoses.— In: «Advances in external control of human extremities». Belg-
rade, 1970, 339—351.
308. Folkman AL Walkins E, An artificial conduction system for the manage-
ment of experimental complete heart block —Surg. Forum, 1958, 8, 331.
309. Forbes A., Merits I. X., Henriksen G. J., Burleigh S., Justo J. H.t Mer-
its G. L. Measurement of the depth of barbiturate narcosis.— EEG and
Clin. Neurophysiol., 1956, 8, 541—558.
310. Fulton J. The inseparability of mechanic and electric responses in sceletal
muscle.—Amer. J. Physiol., 1925—1926, 75, 261.
311. Fyson J., filbert P. H., Truscott J. R. Design consideration in a myoelectric
hand prosthesis.— Proc. Inst. Electr. Engrn, 1969, 116, 2, 281—290.
312. Galvani L. Commentary of the effects of electricity on muscular motion.—
Transl. Margaret Glover Foley. Norwalk, 1953.
313. Gastaut H, The brain stem and cerebral electrogenesis in relation to cons-
ciousness.— In: «Brain mechanisms and consciousness», 1954, 2J9—279.
314. Geddes L. A., Moore A. C., Spencer W. A., Hoff H. E. Electropnbumatic
control of the McKibben synthetic muscle.— Orthopaedic and Prosthetic Ap-
pliance J., 1959, 13, 1, 33—36.
315. Geddes L. A., Hoff H. E.t Spencer W. A. Control systems for artificial
muscles.— ISA Trans., 1962, 1, 2, 127—132.
316. 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 медицин-
ской и биологической техники». М., Медицина, 1971, 149—151.
317. Geldard F. A. Cutaneous channels of communication.— Contribs. Sympos.
on Principles of Sensory Communications. N. Y., 1961, 73—87.
318. Gellhorn E. Patterns of muscular activity in man.— Arch. Phys. Med. and
Rehabilit., 1947, 28, 9, 568—574.
319. 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: «Ad-
vances in external control of human extremities». Belgrade, 1970, 185—189.
320. Gibbs F. A., Gibbs E. L. Atlas of electroencephalography, v. 1. Cambridge,
1950.
321. Gingras G. Canadian experience with the Soviet myoelectric upper extremity
prosthesis.—Orthopedic and Prosthetic Appliance J., 1966, 20, 4, 294—297.
322. Godden A. X. The technique of myoelectric control of prosthesis and the
prospects ot the type of control for thalidomide casualties. Engineering La-
boratory Report, Oxford Univ., 1968, N 1.
323. Goubel F., Bouisset S. Relation entre 1’activite electromyographique integree
et le travail mecanique effectue au cours d’un mouvement monoarticulaire
simple.— J. physiol. (France), 1967, 59, 1, 241.
324. Gopfert H. Die Darstellung von Faseraktionen der ruhenden Muskulatur am
Menschen —Arch. ges. Physiol., 1952, 256, 2, 142—160.
325. Gracanin F., Prevec T., Trontejl J. Die Verwendung von elektrischen Funk-
tionsstimulatoren bei hemiparetischen Patienten.— Orthopadie-Techn., 1968,
7, 183—184.
326. Grochetiere W. L, Vodovnik L., Reswick J. B. Electrical stimulation of skele-
tal muscle: a study of muscle as an actuator.— Med. and Biol. Engng, 1967,
5, 2, 111, 125.
234
327. Groth H., Lyman J., Weltman 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.
328. Haas E. Uber die Art der Tatigkeit unserer Muskeln beim Halten verschie-
dene schwerere Gewichte.—Pfluger’s Arch. ges. Physiol., 1926, 212, 651—656.
329. Halacy D. S, The «Transistorized» man.— Popular Electronics, 1965, 22, 2,
41—44, 90, 92, 93.
330. 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.
331. Hartman H. H., Hobart D. C., Waring W., Nickel V. L. A myoelectrically
controlled powered elbow.— Artificial Limbs, 1969, 13, 2, 61—63.
332. Hayes K. J. Wave analysis of tissue noise and muscle action potentials.—
J. Appl. Physiol., 1960, 15, 4, 749—752.
333. Hellerstein H. K., Shaw D., Liebow J. M. An extracorporeal electronic by-
pass of the atrioventricular node.— J. Lab. and Clin. Med., 1950, 36, 833.
334. Henninger H. New* approaches of bioelectric arm rehabilitation.— In: «Ad-
vances in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 217—
226.
335. Herberts P., Kadefors R., Kaiser E., Petersen I. Implantation of microcir-
cuits for myoelectric control of protheses.— J. Bone and Joint Surg., 1968,
50-B, 4, 780—791.
336. Herberts P. Myoelectric signals in control of protheses.— Acta orthopaedy
scand. suppL, 1969, N 124.
337. 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.
338. Hiertonn T., Meyer К- H., Hedberg A.t Oldberg B., Tove P, A., Mohl F. N.
An above elbow prosthesis with EMG controlled prehension. Digest 7th In-
ternat. Conf, on Med. and Biol. Engng, Stockholm, Aug. 14—19, 1967, 457.
339. Hill A. V. The heat of shortening and the dynamic constants of muscle.—
Proc. Roy. Soc., 1938, 126, 136—195.
340. Hirsch C., Kaiser E., Petersen I. Bioelectrical control in a servo-system.—
Acta orthopaed. scand., 1964, 35, 1, I—15.
341. Holcomb W. G., Glenn W. W. L., Sato G. A demand radiofrequency cardiac
Pacamaker.— Med. and Biol. Engng, 1969, 7, 5, 493—499.
342. Hooker D. R. On the recovery of the heart in electric shock.— Amer. J.
Physiol., 1933, 105, 457.
343. Horn G. W. Il controllo mioelettrico dell’arto aftificiale e la mano ciberne-
tica di Vercelli —Automazione e automatismi, 1965, 9, 3, 5—8. -
344. Horn G. W. I transitori elettrico di. origine biolpgica.— Automazione e auto-
matismi, 1965, 9, ,1, 5—16.
345. Horn G. W. Una mano artificiale a controllo mioelettrico. L’Antenna, 1965,.
37,4,164—168. .
346. Horn G. W. La rilevazione del segnale nel controllo mioelettrico degli appa-
recchi di protesi. L’Elettrotechnica, 1966, 53, 1, 38—44.
347. Horn G. W., Ferroni A. Il controllo digitale degliarti artificiali.— Automazi-
one e automatismi, 1967, 11, 3, 3—16.
348. 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.
349. Inman V. T., Ralston H. L, Saunders J. B., Feinstein B., Wright-E. W. Re-
lation of human electromyogram to muscular tension.— EEG and Clin.
Neurophysiol., 1952, 4, 2, 187—194.
350. Isidori A., Monteleone M.t Nicolo F. Un modello di mano artificiale a con-
trollo mioelettrico.— Alta frequenza, 1966, 35, 7, 589.
351. Isidori A,, Nicolo F. Problemi ingegneristici del controllo mioelettrico di
protesi ortopediche.— Alta frequenza, 1966, 35, 9, 661—668.
352. Isidori A., Monteleone M., Nicolo F. Hand prosthesis with continuous myo-
electric control.— Automazione e strumentazione, 1967, 15, 3, 98—105.
235
353. Isidori A., Nicolo F. Studio delle possibility di filtraggio ottima del segnale
mio-elettrico.— Proc. 14th Internat. Scient. Congr. Electronics. Rome, 19—
23 June 1967, 169—181.
354. 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.
355. Jacobson E. The direet measurment of nervous and muscle states with
the integrating -neurovoltmeter (action potential integrator).— Amer. J
Psychiatry, 1940, 97, 513—523.
356. Jacobson E. Innervation and tonus of striated muscle in man.— J. Nerv.
and Ment. Diseases, 1943, 97, 197—203.
356a. Jalavisto E., Liukkonen L., Reenpaa 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.
357. De Joung R. H., Freund F. G. Relation between Electromyogram and iso-
metric twitch tension in human muscle —Arch. Phys. Med. and Rehabilit.,
1967, 48, 10, 539—542.
358. Kadefors R. The voluntary EMG in prosthetics. «Final Report of a Scholar-
ship in prosthetics», Goteborg, 1970, 1.
359. Kadefors R., Kaiser E., Petersen. I. Dynamic spectrum analysis of myopo-
tentials with special reference to muscle fatique.— Electromyography, 1968,
8, 1, 39—74.
360. Kadefors R., Monster A. W., Petersen I. Новый взгляд на конструкцию
электродов в системах миоэлектрического управления.— В кн. «Достиже-
ния медицинской и биологической техники». М., Медицина, 1971, 331—
332.
361. Kahn М., Senderoff Е., Shapiro I., 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;
362. Kaiser E., Petersen I. Frequency analysis of muscle action potentials during
tetanic contraction.— Electromyography,. 1963, Jan.^-Apr., 5—17..
363. Kaiser E., Petersen I. Muscle action potentials studies by frequency analy-
sis and duration measurements.—Acta Neurol. Scand., 1965, 41, suppl. 13,
pt 1, 213—236. ' . -
364. Kantrowitz A. Functioning autogenous muscle used experimentally- as a au-
xiliary ventricle.— Trans. Amer. Soc. Artificial Internal. Organs, 1960, 6,
305.
365. Kantrowitz А. Имплантируемый вспомогательный механический желудо-
чек.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Ме-
дицина», 1971, 276—277.
366. Kato J., Okazaki Е., Nakamura EL The electrically controlled hand prosthe-
sis using command disk and/or EMG.— J. Soc. Instrum, and Control
Engrs, 1967, 6, 4, 12—17.
367. Kato J., Okazaki E., Kikuchi H., Iwanawi K. Electropneumaticaliy control-
led hand prosthesis using pattern recognition of myo-electric signals. Digest
7th Internat. Conf, on Med. and Biol. Engng, Stockholm, 1967, 367.
368. Kato I., Okazaki E. Electro-pneumaticaly controlled artificial hand.— Bull.
Sei. and Engng Res. Lab. Waseda Univ.,1969, N 44, 25—34.
369. Kato L, Yamakama S.f 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. . .
370. Kerber K. Therapie-Einrichtungen fur patientenrythmrsche Betriebsweise.—
Arch. phys. Therapie, 1959, 11, 3, 190—199.
371. Knowles J. B., Stevens B. L., Howe L. Myo-electric control of a hand pros-
thesis.—J. Bone and Joint Surg., 1965, 47-B, 3, 415—417.
372. Ko W. H., Neuman M. R. Implant biotelemetry and microelectronics — Sci-
ence, 1967, 156, 3773, 351—360.
373. Kopec J., Hausmanova-Petrusewicz I. Zastosowanie analizy harmonicznych
to oceny elektromiogramu.— Acta physiol., polon., 1966, 17, 5—6,. 713—725.
236
374' \^а}те F-' Stru&hold Н. Die Ableitung der Gehirnaktionstro-
Xn^hr ioa9h9ie кZUr Untersuchung der Hohenkrankheit.— Klin. Wo-
375- $3Piker Miler H. Verhandl. phys. med. Ges. Wurzburg, 1956, 6,
D/o. ’ ’
376. Kramer K. Bestimmung des O2-Gehaltes und der Hb-konzentration in Hb-
Losungen und hemolisierten Blut auf lichtelectrischen Wege.—Z. BioL, 1934,
95, 126.
377. Kusserow В. K.> Clapp J. F. A small ventricle-type pump for prolonged
perfusions —Trans. Amer. Soc. Artificial Internal. Organs, 1964, 10, 74.
378. Larsen L. E.t Walter D. 0. On automatic methods of sleep studying by spect-
ra of electroencephalograms.— Agressologie, 1969, 10, 611—624.
379. Lewis Th. The mechanism and graphic registration of heart beat. London,
1925.
380. Liberson W. T., Holmoquest H. J., Scot D., Dow M. Functional electrothera-
py: 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.
381. Lippold О. С. J. The relation between integrated action potentials in a hu-
man muscle and its isometric tension.—J. Physiol. (Engl.), 1951, 117, 492—
499.
382. Lippold О. C. J. Electromyography.— In: «А manual of psycho-physiological
methods», chapt. 8, Amsterdam, North-Holland Publ. Co, 1970, 247-29'7.
383. Long C.t Masciarelli V. D. An electrophysiologic splint for the hand.— Arch.
Phys. Med. and Rehabilit., 1963, 44, 9, 499—503.
384. Long C., Trombly C. Clinical applications of myoelectric control in upper
extremity orthotics.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1968, 49, 11, 661—
664.
385. Soofbourrow. Electrophysiologic evaluation of mechanical response in
man skeletal muscle in different conditions.— J. Neurophysiol., 1948, 11,
153—167.
386. Loomis A. L., Harvey E. N., Hobart G. A. Gerebral states during sleep, as
studies by human brain potentials.— J. Exper. Psychol., 1937, 21, 2.
387. Lorente de No R. A. Study of nerve physiology. Rockefeller Institute, N. Y.,
1947, pt 2, 384.
388. Lown B. et al. Comparison of alternating current with direct current electro-
shock across the closed chest.— Amer. J. Cardiol., 1962, 10, 223—233.
389. Lown B., Amarasinghan R., Neuman J. New method for terminating car-
diac arrhythmias.— JAMA, 1962, 182, 5, 548—555.
390. Lyman J., Groth H.t Weltman G. Practical transducer problems in electro-
mechanical control of arm prosthesis.— Proc. Internal. Sympos. on Applica-
tion Automat. Control in Prosthetics Design. Opatija, 1962, 65—72.
391. Lymark H., Mohl F. An electromechanical forearm and hand. FOA Rapport
C2202-54, November 1967. Stockholm.
392. McKenzie D. S. The Russian myo-electric arm.— J. Bone and Joint Surg.,
1965, 47-B, 3, 418—420.
393. Mac Phedran F. M., Weyl C. N. Automatic synchronization of roentgenray
exposures.— Amer. J. Med. Sci., 1925, Apr., 169, 510.
394, Majo A. K., Bickford R. G„ Faulconer L. A. Electroencephalographically
controlled anaesthesia in abdominal surgery.— J. Amer. Med. Assoc., 1950,
5—8, 1081.
395. 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.
396. Matthes K. Uber den Einfluss der Atmung auf die O2-Sattigung des Arte-
rienblutes.— Arch, exper. Pathol, und Pharm., 1934, 176, 683.
397. Michael R. R., Crawford F. R. Myo-electric surface potentials for machine
control.— Electr. Engng, 1963, 82, 11, 689—691.
398. Miller B. Myo-electric servo control is developed.—Aviat. Week and Space
Technol., 1968, 78, 12, 69—70, 75.
237
399. Montgomery L. H. Electronic control of artificial respiration.— IRE Nat
Convent. Rec., 1957, 5, 4, 90—93.
400. 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.
401. Moore A. D. Synthesized EMG waves and their implications.— Amer. J.
Phys. Med., 1967, 46, 3, 1302—1316.
402. Morecki A., Ekiel J., Fidelus K. Sterowanie maszyn i zywych organizmov
miopotencjalami.— Arch, budowy maszyn, 1964, 11, 1, 109—128.
403. Morecki A., Ekiel J., Fidelus K. Mechanoelectrical and Biomechanical
Principles of Control of the Human Upper Limb Muscles.— Archiwum Bu-
dowy Maszun, 1964, 11, 4, 727—754.
404. Morecki A., Ekiel J., 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.
405. Moulopoulous S. D., Topaz S., Kolff IT. J. Diastolic balloon pumping (with
carbondioxide) in the aorta. A mechanical assistance to the failing circula-
tion.— Amer. Heart J., 1961, 63, 669.
406. Mulholland T., Runnals S. Evaluation of attention and alertness with a sti-
mulus brain feedback loop —EEG and Clin. Neurophysiol., 1962, 14, 6,
847—852.
407. Murphy W. P., Keller J. W. Стимулятор сердца, работающий «по требо-
ванию».— В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М.,
«Медицина», 1971, 168—169.
408. Nader М. Erfahrungen und Beobachtungen mit Myobock I. Entwick-
lungsstand des Otto Bock — Myostat-Systems.— Med. Techn., l§70, 12,
393—399.
409. 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.
410. Nicolai L. Uber Sichtbarmachung, Verlauf und chemische Kinetik der НЬОг
Reduktion im lebendem Gewebe.— Pflug. Arch. ges. Physiol., 1932, 229, 372.
411. Nightingale A. I. Sensitive system for measurement of low-frequency valve
amplifiers for electromyography.—J. Scient. Instrum., 1958, 35, 10, 366—
371.
412. Nightingale A. «Background noise» in electromyography. (Includes spectral
analysis).—Physics in Medicine and Biology, 1959, 3, 4, 325—338.
413. Nightingale A. The graphic representation of movement: II. Relationship
between muscle force and the electromyogram in the stand-at-ease positi-
on.—Ann. Phys. Med., 1960, 5, 187—'191.
414. Nightingale A., Bottomley A. Myo-electric of muscle substitutes — Proc. In-
ternat. Sympos. on Application of Automat. Control in Prosthesis Design.
Opatija, 1962, 27—36.
415. Noell W. Special physiology of the brain during anoxia.— In: «German Avi-
ation Medicine World War II». Washington, 1950, 286—303.
416. Peter sen I. Electromyography in cases of congenital and traumatic arm
amputations.—Acta Orthopaed. scand., 1966, 37, 2, 166—176.
417. Plutchik R., Hirsch H. R. Skin impedance pnd phase angle as a function of
frequency and current.— Science, 1963, 141, 3584, 927—928.
418. Popular Science. Man amplifiers: machines that let you carry a ton. 1965,
187, 3, 70—73.
419. Post B. S. Preliminary report on harmonic frequency analysis of electro-
myographic waveforms.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1964, 45, 7,
329—338.
420. Prast J. W., Noell W. K- Indication of earlier stages of hypoxia by electro-
encephalometric means.— Aviat. Med., 1948, 19, 6, 426—434.
421. Electrically-powered arm. Product Engng, 1965, 36, 21, 107.
422. Prevost I. L., Battelli F. I. La mort les courantes electriques.— J. physiol, ет
pathol. gen., 1899. 1, 427.
238
423. Quinn M. L., Jokoshi, Deller S. R., Rabin S., Jacobs J. E.t Lewis F. J. Не-
прерывный контроль за состоянием больного с использованием ЦВМ..___________
В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Медици-
на», 1971, 457—459.
424. Radonjic D., Long С. Why myoelectric control is so difficult? — In: «.Advan-
ces in External Control of Human Extremities». Belgrade, 1970, 59—67.
425. Ralston H. J, Uses and limitations of electromyography in the quantitative
study of skeletal muscle function.—Amer. J. Orthodontics, 1961, 47, 7,
521—530.
426. Reiter R. Eine neue Elektrokunsthand. Grenzgebiete Med., 1948,1, 133—135.
427. Report Sixth Workshop Panel on Upper-Extremity Prosthetic Components
of the Subcommitee on Design and Development.— Orthotics and Prosthe-
tics, 1969, 23, 2, 81—115.
428. Reswick J. В., Ko W., Vodovnik L., McLeod W., Crochetiere W. On the
cybernetic restoration of human function in -paralysis.— In: «Advances in
External Control of Human Extremities». Belgrade, 1967, 3—13.
429. Reswick J. B,, Vodovnik L. External power in prosthetics and orthotics —
an overview.— Artificial Limbs, 1967, 11, 2, 5—21.
430. Richardson A. T., Wynn-Parry С, B. The theory and practice of electrodiag-
nosis.— Ann. Phys. Med., 1957, 4, 2, 41—58.
431. Richardson G. A., Wolff H, S. «Минотрон».—В кн. «Достижения медицин-
ской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 509—519.
432. Rise S. О. Filtered thermal noise-fluctuation of energy as a function of in-
terval length.—JASA, 1943, 14, 4, 216—227.
433. Roesler H, Grundlagen fur die Beurteilung von elektronisch gesteuerten
Prothesensystemen.— Orthopadie-Techn., 1967, 5, 112—1(14.
434. Roesler H. Ein Beispiel fur bioelektrische Steurung von Prothesen und
Orthesen oberer Extremitaten durch Codierung.—Med. Techn. 4967, 7, 97—
99.
435. Roesler H., Janovsky F. Grundlagen fur die Beurteilung von elektronisch
gesteurten Prothesensystemen.—Orthopadie-Techn., 1967, 4, 90—92.
436. 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.
437. Resenblueth A.t Willis I. N., Hoagland H. The slow components of electro-
gram of striated muscle.— Amer. J. Physiol., 1941, 133, 3, 724—736.
438. Rosenfalck A. Evaluation of the electromyogram by mean voltage record-
ing.— In: «Medical Electronics». C. N. Smyth. (Ed.). London, 1960, 9—12.
439. Rothberger C. J. Extrasystolen und extrasystolische Allorhythmien.— Wien,
klin. Wochenschr., 1928, 7.
440. Rothberger C. J., Winterberg H, Uber die Beziehungen der Herznerven zum
Form des Elektrokardiogramms.—Pflugers Arch. ges. Physiol., 1910,135, 506.
441. Rothberger C. J., Wintenberg H. Des Flimmer des Herzkammern.— Z. exper.
Med., 1916, 4, 197.
442. Salisbury L. L., Colman A. B. A mechanical hand with automatic propor-
tional control of prehension.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5, 5, 505—511.
443. Sato M. A problem in the frequence analysis of the electromyogram.— Elec-
tromyography, 1966, 6, 1, 21—23.
444. Schaldach M., Biicherl E. S., Franke D. Имплантируемый вспомогатель-
ный желудочек с электронным управлением.— В кн. «Достижения меди-
цинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 279—281.
445. Scott R, N. Myo-electric control.— Science J., 1966, 2, 3, 53—59.
446. Scott R. N. Myo-electric energy spectra.— Med. and Biol. Engng, 1967, 5,
3, 303—305.
447. Scott R. N. Myoelectric Control Systems.—In: «Advances in Biomedical Engi-
neering and Medical Physics, v. 2. S. N. Levine (Ed.). N. Y., 1968, 45—68.
448. Scott R. N. Letters to the editor.— Med. and Biol. Engng, 1968, 6, 2, 214—
215.
449. Scott R. N., Thompson G. B. Orthotic systems research (Univ, of New Brun-
swick, Canada).—Progress Report, 1964, 3.
239
450. Schellnack К., Gotze IT. Erfahrungen mit der myoelektrisch gesteurten Un-
terarmprothese — Orthopadie und Traumatologie, 1967, 8, 452—465.
451. Schmidl H. Die myoelektrische Unterarmprothese INAIL.— Med. Techn.,
1966, 2, 29—30.
452. Schmidl H. Die Probleme der bioelektrischen Phothesen.— Orthopadie-
Techn., 1967, 10, 263—266.
453. Schmidl H. Mioelektrische Mehrkanalsteuerung System INAIL — CECA.—
Orthopadie-Techn., 1970, 5, 122—124.
454. Schneider F. Electroencephalographie et anesthesie.— In: «Cours Super Anes-
thesie». Paris, 1953, 330—356.
455. Schneider F. L’anesthesie generate vue sous Tangle electroencephalographi-
que.—Anaesthesist, 1956, 5, 4, 119.
456. Sell G. Stand der Entwicklung von myo-elektrisch gesteurten Armprothesen
in der Bundesrepublik.— Orthopadie-Techn., 1967, 3, 61—63.
457. Sell G., Merten H. Myo-elektrische Prothesen — ein Diskussionsbeitrag.—
Orthopadie-Techn., 1967, 6, 145.
458. Sell G., Merten H. Bericht fiber den Stand der Entwicklung von myo-elek-
trisch gesteuerten Armprothesen.— Orthopadie-Techn., 1967, 12, 329—331.
459. Shea, Davidson, Davis. Electroencephalographic studies of the curarized pa-
tient.—Med. J. Austral., 1954, 2, 17, 656—659.
460. Shepherd J. T., Wood E. H. Oxygen content of pulmonary artery blood in
man during various phases of the respiratory and cardiac cycle.— Federat
Proc., 1954, 13, 1, 135—136.
461. Sherer J., Bourgniguon A. Changes in the electromyogram produced by fa-
tigue in man.—Amer. J. Phys. Med., 1959, 38, 4, 148—158.
462. Sherman E. D. A Russian bioelectric-controlled prosthesis. Report of a re-
search team from the Rehabilitation Institute of Monreal.— Canady Med.
Assoc. J., 1964, 91, 1268—1270.
463. 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—1,13.
464. 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.
465. 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.
466. Siminoff R. On-line cross correlation of peripheral nerve activity in response
to natural stimuli.— Exper. Neurol., 1964, 10, 3, 205—215.
467. Sowton E„ Norman I. Cardiac pacing with «Demand» Pacemakers.— World
Med. Electronics, 1967, 5, 3, 73.
468. Sowton E. Современное состояние долгосрочной стимуляции сердца.—
В кн. «Достижения медицинской и биологической техники». М., «Меди-
цина», 1971, 142—144.
469. Stein A., Lewis D. Н. Motor unit myoelectric control.— IEEE Trans. Hu-
man Factors in Electronics, 1967, 8, 3, 253—254.
470. Stephenson S. E., Jolly P. C., Montgomery L. H. P-wave external cardiac
stimulator.—Circulation, 1959, 20, 2, 775.
471. Stopczyk M. J., Cywinski J. К. Вживленный стимулятор сердца, управ-
ляемый желудочком.— В кн. «Достижения медицинской и биологической
техники». М., «Медицина», 1971, 156—157;
472. Sueda О., Tamura Н. Чувствительное устройство для искусственной ру-
ки.— В кн. «Достижения медицинской’и биологической техники». М., «Ме-
дицина», 1971, 325—326.
472а. Sugar G. Anoxia and brain potentials.— J. Neurophysiol., 1938, 1, 558—
572.
473. Sullivan С. H., Martell C. J. Myoelectric servo control.— Aerospace Med.,
1964, 35, 3, 243—248.
474. Suzuki R.,Tateiwa M., Zenitani T. Myo-electric controlled hand prosthesis.
Digest 7th Internat. Conf, on Med. and Biol. Engng, Stockholm, 14—19,
Aug. 1967, 366.
240
475. Suzuki R., Suematzu T. Миоэлектрическое управление многофункциональ-
ной системой.— В кн. «Достижения медицинской и биологической техни-
ки». М., «Медицина», 1971, 332—333.
476. Todd R., Nightingale J. М. Adaptive prehension control for prosthetic
hand.— In: «Advances in External control of human extremities». Belgrade,
1970,471—183.
477. Tomovic R., Boni G. An adaptive artificial hand.—IRE Trans. Automat
Control., 1962, AC-7, 3, 3—10.
478. Tonnies J. F. iDie unipolare Ableitung elektrischer Spannungen von mensch-
lichen Gehirn.—Naturwissenschaften, 1937, 22, 411.
479. 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.
480. Vanderschmidt G. H. Two-transistor amplifier corrects heart block.—Elect-
ronics, 1958, 31, 80.
481. Verzeano. Servo-motor integration of the electrical activity of the brain and
its application to the automatic control of narcosis.—EEG and Clin. Neuro-
physiol., 1951, 3, 1, 25—30.
482. Vodovnik L. An electromagnetic brake activited by eyebrow muscles.—
Electronic Engng, 1964, 36, 440, 694—695.
483. 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.
484. 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.
485. Vodovnik L., Kraly A.,Kelsin D., Borovsak M. Simulation of purposeful mo-
vements by electrical stimulation of muscles. External Control of Human
Extremities. Dubrovnik, 1966. Belgrade, 1967, 14—26.
486. Voudoukis L, Boucek R. Intercalative renal arteriography.— Radiology,
1962, 79, 1, 82—87.
487. Voudoukis L, Boucek R. Induced renal vasomotion in the intact dog.—
Amer. J. Physiol., 1962, 202, 5, 888—891.
488. The relation between the size of the electrical response and the ten-
sion level in the contract of scelet muscle.— J. Physiol., 1924, 59, 15.
489. Wachholder K. Die physiologische Grundlagen pathologischer Bewegungs-
storungen.— Arch. Psychiatrie, 1928, 81, 5, 728—736.
490. Wachholder K. Willkiirliche Haltung und Bewegung insbesondere in Lichte
electrophysiologischer Untersuchungen.— Ergebn. Physiol., 1928, 26, 568.
491. Wagman I. FL, Pierce D. S., Burger R. E. Proprioceptive influence in vola-
tional control of individual motor units.— Nature, 1965, 207, 5000, 957—
958.
492. Walshe W. H. A practical treatise on diseases of the heart and great ves-
sels. Philadelphia, 1862.
493. Walton J. N. The electromyogram in myopathy: Analysis with the audio-
frequency spectrometer.— J. Neurol. Neurosurg. and Psychiatry, 1952, 15, 4,
219—226.
494. Wargo M. J., Kelly C. R., Prosin D. J., Mitchell M. B. Muscle action po-
tential and hand switch disjunctive reaction times ti visual, auditory and
combined visualauditory displays.— IEEE Trans. Human Factors in Electro-
nics, 1967, HFE-8, 3, 223—226.
495. Waring W., Nickel V. L. Powered braces with myoelectric controls.—Ortho-
ped. and Prosthetic Appliance J., 1965, 19, 4, 228—230.
496. Waring W., Antonelli D. J. Myoelectric control systems —Orthopead. and
Prosthetic Appliance J., 1967, 21, 1, 27—32.
497. Waring W., Hartman H., Hobart D. C., Nickel V. L. Функциональное ис-
пользование сильно парализованных мышц.— В кн. «Достижения меди-
цинской и биологической техники». М., «Медицина», 1971, 327—328.
-498 . Watanabe Т., Vbukata S., Shirasawa S., Okamoto Y. Автоматическое об-
наружение ишемии сердца по электрокардиограмме.— В кн. «Достиже-
241
ния медицинской и биологической техники»/ М.» «Медицина», 1971, 475—
477.
499. Weltman G., Groth Н., Lyman J. Analysis of bioelectric prosthesis control.—
Biotechn. Lab. Techn. Rept UCLA, July, 1959, 1.
500. 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.
501. Weltman G„ Groth H., Lyman J. Myoelectric system for training functional
dissociation of muscles.— Arch. Phys. Med. and Rehabilit., 1962, 43, Ц
534—537.
502. 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.
503. Wiggers C. J. The physiologic basis for cardiac resuscitating from Ventri-
cular fibrillation.—Amer. Heart J., 1940, 20, 4, 399—413.
504. Winterberg H. Uber Herzflimmern und sein Beeinfliissung durch Kamp-
her.—Z. exper. Pathol, und Therap., 1906, 3, 182.
505. 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.
506. Wood W., Bowers D.t 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 conven-
tional application of the Fick method.— Appl. Physiol., 1955, 7, 6, 621—629..
507. World Med. Instrumentation, 1969, 7, 9, 18—23.
508. Zarotti F., Schmidl H., Zagnoni N. Protesi bioelettrica e comando bioelettro-
pneumatico.— Rivista degli Infortunie delle Malattie Professional!,г 1966, 1,.
29—41.
509. Zemann L. Die bioelektrische Fremd-Kraft-Prothesen fur Unterarm aus
Osterreich.—Med. Techn., 1966, 5, 103—>106.
510. Zemann L. Referat uber Erfahrungen mit der Osterreichischen bioelektrischen
Fremdkraftprothesen fur den Unterarm.—Orthopadie-Techn.. 1967, 3, 58—
60.
511. Zuniga E. N.f Simons G. D. Nonlinear relationship between averaged elect-
romyogram potential and muscle tension in normal subjects.— Arch. Phys..
Med. and Rehabilit., 1969, 50, 11, 613—620.
ОГЛАВЛЕНИЕ
Введение 3
Глава I. Общие вопросы биоуправления 5
Некоторые принципы биоэлектрического управления 5
История вопроса. Классификация биоэлектрических систем управления 9
Глава II. Предпосылки к использованию биопотенциалов скелетных
мышц для управления 15
Выбор мест отведения командных сигналов 15
Характеристики интерференционной ЭМГ 18
Соотношения между электрической активностью мышцы и развиваемой
ею силой 37
Способы выделения информации из ЭМГ применительно к целям био-
электрического управления 46
Глава III. Использование биопотенциалов скелетных мышц для уп-
равления 56
Системы биоэлектрического управления протезами, ортопедическими ап-
паратами и исследовательскими устройствами 56
Системы биоэлектрического управления с использованием электростиму-
ляции 100
Системы биоэлектрического управления, применяемые в технике 108
Глава IV. Управление биопотенциалами сердца 116
Электрокардиограмма как источник управляющих сигналов 116
Кардиосинхронизатор и его использование в исследовательских целях 119
Кардиосинхронизатор и его использование для управления диагностиче-
ской аппаратурой 126
Использование кардиосинхронизатора для управления в лечебных целях 138
Глава V. Использование биоэлектрической активности мозга в каче-
стве управляющих сигналов 151
Биоэлектрическая активность мозга 151
Использование ЭЭГ в устройствах одноканального управления 162
Автоматическое управление глубиной наркоза 169
Глава VI. Биоэлектрическое управление в системе автоматической
диагностики функционального состояния здорового и больного человека 177
Автоматическая диагностика острой недостаточности коронарного кро-
вообращения • 179
Автоматическая диагностика стадий сна 187
Автоматическая диагностика состояния человека по комплексу физиоло-
гических параметров 193
Послесловие 218
Литература 220
БИОЭЛЕКТРИЧЕСКОЕ УПРАВЛЕНИЕ
Утверждено к печати
Институтом проблем передачи информации
Редактор Э. Ф. Панченкова
Редактор издательства Е. А. Колпакова.
Художник Л. А. Грибов
Художественный редактор Н. Н. Власик
Технический редактор Э. Л. Кунина
Сдано в набор 8/VI 1972 г. Подписано к печати 23/XI 1972 г.
Формат 60X90716. 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
ИСПРАВЛЕНИЯ И ОПЕЧАТКИ
Страница Строка Напечатано Должно быть
13 4—3 сн. электрического биоэлектрического
32 19 св. 2/л Um ~7-Um Л
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

1 р. 25 к.