СИСТЕМА УПРАВЛЕНИЯ БИОЭЛЕКТРИЧЕСКИМ ПРОТЕЗОМ

BIOELECTRIC PROSTHESIS MANAGEMENT SYSTEM

Egor Tarasenko

student of the faculty of biomedical engineering of Bauman Moscow state university,

Russia, Moscow

Student of CUIC «PERSPECTIVE»

Russia, Kurganinsk

Kirill Popko

radiophysicist engineer, master of radiophysics, graduate student of the Institute of Basic Sciences FSBEI HPE "Kuban State Technological University"

Russia, Krasnodar

АННОТАЦИЯ

По данным Федерального реестра инвалидов, на июнь 2019 года численность инвалидов, проживающих в Российской Федерации, превышает 11 миллионов, из них более 4,5 миллионов – инвалиды III группы [1].  Основная проблема современных протезов заключается в их высокой стоимости, большую часть которой составляет система управления протезом. Данная работа посвящена созданию бюджетной системы управления биоэлектрическим протезом, принцип работы которой основывается на регистрации мышечной активности человека.

Апробация работы:

1. Российская научно-социальная программа для молодёжи и школьников «Шаг в будущее», МГТУ им. Н. Э, Баумана, г. Москва, 2018-2019 гг.;

2. Всероссийский конкурс научно-исследовательских работ имени Д. И. Менделеева, г. Москва, 2018 г.;

3. Всероссийская олимпиада «Созвездие», г. Королёв, 2018 г.;

4. Международный фестиваль детского и молодёжного научно-технического творчества «От винта!», г. Краснодар, 2018 г.;

5. Губернаторский конкурс молодёжных инновационных проектов «Премия IQ года», г. Краснодар, 2019 г.

ABSTRACT

According to the Federal Register of Disabled People, as of June 2019, the number of disabled people living in the Russian Federation exceeds 11 million, of which more than 4.5 million are group III disabled people. The main problem of modern prostheses is their high cost, most of which is the prosthesis control system. This work is devoted to the creation of a budget system for controlling a bioelectric prosthesis, the principle of which is based on the registration of human muscle activity.

Ключевые слова: протезирование, инвалидность, электромиография, микроконтроллер, операционный усилитель.

Keywords: prosthetics, disability, electromyography, microcontroller, operational amplifier.

Когда человеку без руки хочется пошевелить, например, пальцем, мозг генерирует соответствующий сигнал, который идет по нервам, ведущим к мышцам конечности. Но, поскольку рука отсутствует, сигнал уходит «в пустоту». Но если по пути «перехватить» нервные импульсы, то на этой основе после анализа и обработки данных можно сформировать команды для управления протезом. Биоэлектрическое воздействие, передаваемое от центральной нервной системы к мышцам, отражается повышением амплитуды в так называемых двигательных точках – местах наибольшего скопления двигательных единиц (мотонейронов и управляемых ими группами мышечных волокон). Область двигательной точки является максимально возбудимым участком мышцы. Если снимать биопотенциал в местах расположения двигательных точек, то возможно получить исходные сигналы для управления протезом. Метод исследования нервно-мышечной системы посредством регистрации биоэлектрических потенциалов в медицине принято называть электромиографией (ЭМГ).

ЭМГ-исследования показывают, что амплитуды биопотенциалов варьируются от 5-10мкВ (мышца в состоянии покоя) до 500-1000 мкВ (мышца в возбужденном состоянии). Основной диапазон частот биопотенциалов, регистрируемых поверхностными электродами, составляет 20-200 Гц, средняя длительность сигнала 20-25 мс. [2]. Различают поверхностную ЭМГ и игольчатую ЭМГ (рисунок 1).

Рисунок 1. Виды электродов для ЭМГ: а – поверхностные электроды, б – игольчатые электроды

Поверхностная (глобальная, накожная, или суммарная ЭМГ) – это метод регистрации и изучения биопотенциалов мышц в покое и при их активации путем отведения биоэлектрической активности поверхностными электродами накожно над двигательной точкой мышцы. Этот метод является неинвазивным и безболезненным и позволяет оценивать электрическую активность мышц глобально, т.е. суммарно. Игольчатая (или локальная ЭМГ) – метод регистрации и изучения биоэлектрической активности двигательных волокон и двигательных единиц мышцы с помощью игольчатых электродов при их введении, в покое, и при произвольной активации мышц. Метод является инвазивным и болезненным, однако позволяющим определять такие механизмы работы нервно-мышечного аппарата, которые плохо выявляются поверхностной ЭМГ. Так как в данном проекте электромиография будет применяться для управления протезом, целесообразно будет использовать электроды, накладываемые на поверхность кожи.

Создание электродов

Электроды для электромиографии должны иметь площадь 0.2-1 см², расстояние между электродами 0.2 см. Материал электродов – серебро. Для изготовления электродов было решено использовать монеты, покрытые серебром. Для этого использовались следующие вещества: ляписный карандаш (в его состав входит нитрат серебра) – 0,18 г., гидроксид натрия – 1,5 г., аммиак (нитрид водорода) – 2 г., вода – 50 мл. Работа с веществами проводилась в перчатках и респираторе.

Необходимо растворить ляписный карандаш в воде, получается раствор нитрата серебра. В данный раствор необходимо добавить гидроксид натрия, при этом образуется нитрат натрия, вода и оксид серебра (1).

2NaOH + 2AgNO₃ = 2NaNO₃ + Ag₂O + H₂O                                                      (1)

Гидроксид натрия взят в избытке для того, чтобы некоторая его часть прореагировала с цинком в латунной монете. Из полученной смеси понадобится только осадок (Ag₂O). В него необходимо добавить 2 грамма аммиака, при этом образуется комплексная соль – гидроксид диамминсеребра (2).

Ag₂O + 4NH₃ + H₂O = 2[Ag(NH₃)₂]OH                                                          (2)

Полученный раствор необходимо нанести на монету, имеющую латунное покрытие. Так как латунь состоит из меди и цинка, оба металла будут участвовать в реакции. При добавлении полученного раствора на монету, цинк, являющийся амфотерным металлом, будет реагировать с растворившимся в воде гидроксидом натрия (3).

Zn + NaOH + H₂O = Na[Zn(OH)₄]                                                              (3)

Получившееся вещество, тетрагидроксоцинкат натрия (Na[Zn(OH)₄]), остаётся на поверхности монеты и не участвует в дальнейших реакциях. При этом медь реагирует с гидроксидом диамминсеребра ([Ag(NH₃)₂]OH) (3).

Cu + 2[Ag(NH₃)₂]OH = 2Ag + [Cu (NH₃)₄](OH)₂                                                        (3)

Во время данной реакции медь, как более активный металл, вытесняет серебро из соли. Серебро идёт в осадок. На монете остаются растворы тетрагидроксоцинката натрия (Na[Zn(OH)₄]) и гидроксида диамминсеребра ([Ag(NH₃)₂]OH), которые необходимо убрать ватной палочкой. В итоге получаем монету, покрытую серебром.

Создание системы ЭМГ

Электромиограф состоит из двух частей – аналоговой и цифровой. Аналоговая часть, образно, представляет из себя усилитель с коэфффициентом усиления около 1000 (он усиливает изменяющуюся с течением времени разность потенциалов на теле человека примерно в 1000 раз). Усиленный сигнал поступает в цифровую часть (микроконтроллер),  где происходит оцифровка. Оцифрованный сигнал либо передаётся на компьютер, либо обрабатывается самим микроконтроллером, который подаёт сигналы на сервоприводы.

В качестве цифровой части ЭМГ будет выступать микроконтроллер Arduino UNO. Во время запуска и калибровки системы сигнал будет передаваться на компьютер. В целях безопасности жизнедеятельности информация с МК на компьютер будет передаваться не посредством соединения их кабелем, а при помощи радиоканала (Bluetooth).

Аналоговая часть ЭМГ (рисунок 2) строится на базе четырёх операционных усилителей.

Рисунок 2. Схема аналоговой части электромиографа

Питание схемы – двуполярное. Осуществляется при помощи двух батареек типа «крона». Положительная клемма первой батареи служит «плюсом» питания. Точка соединения отрицательной клеммы первой батареи и положительной клеммы второй батареи является нулевой точкой питания. Отрицательная клемма второй батареи служит «минусом» питания. Таким образом, получаем питание на +9 В и -9 В.

Схема состоит из одного операционного усилителя INA106 и трёх двухканальных операционных усилителей TL072. Задача первого усилителя (INA106) – принимать и усиливать сигнал, полученный в мышце. Данный ОУ имеет коэффициент усиления G = 110. Следующий усилитель (TL072) является инвертирующим, он имеет коэффициент усиления G = -15, подключенные к данному ОУ конденсаторы служат активным фильтром высоких частот, они защищают от низкочастотного шума и смещения значений постоянного тока. К третьему ОУ подключены диоды 1N4148, данный ОУ является активным двухполупериодным выпрямителем. Его задача – инвертировать отрицательную часть сигнала, тогда весь получаемый на входе сигнал, как положительный, так и отрицательный, на выходе будет положительным. Четвертый ОУ является активным фильтром низких частот, он фильтрует верхние части сигнала и выдаёт плавный сигнал. Но на выходе у данного ОУ получается инвертированный сигнал, поэтому его нужно «перевернуть» обратно, для этого так же осуществлена схема инвертора, в которой вместо постоянного резистора используется переменный. Это позволит регулировать коэффициент усиления сигнала, что даст возможность удобнее работать со считыванием электромиографии с различных групп мышц.

Для подачи сигналов необходимо определиться с группой мышц, на которые будут крепиться электроды. Было решено проводить первые эксперименты с креплением электродов на бицепс. Один электрод крепится на середину мышцы, второй – на конец мышцы, третий – на локтевую кость предплечья, ближе к локтю. Средний мышечный электрод подключается ко второму контакту INA106, конечный мышечный электрод – к третьему контакту. Третий, референтный электрод подключается к нулевой точке питания схемы. Первый контакт крайнего ОУ TL072 подключается к аналоговому пину Arduino, нулевая точка электропитания подключается к контакту GND.

На данный момент собрана аналоговая часть электромиографа, ведётся работа над её настройкой, так как данные, получаемые МК от аналоговой части имеют большой уровень шумов. В дальнейшем планируется разработать печатную плату для аналоговой части, так как на данный момент она реализована на макетной плате, а так же использовать коаксильные кабели для подключения электродов, это позволит уменьшить уровень шумов выдаваемых аналоговой частью сигналов и повысит точность работы всей системы. Так же в будущем будут проведены исследования получения сигналов, считываемых в области предплечья. Датчики будут крепиться на различные группы мышц, отвечающие за сгибания различных пальцев, будут проведены эксперименты по определению точности выдаваемого сигнала, а так же будет осуществлена система определения жестов. Она будет реализована за счёт увеличения количества электродов. На каждую мышцу, отвечающую на сгибание определённого пальца, будут крепиться электроды, при выполнении определённого жеста будут напрягаться определённые группы мышц, данные о напряжении будут поступать на микроконтроллер, который, в свою очередь, определит жест, показываемый рукой.

Для считывания электромиограммы можно использовать готовые платы. Так как в месте выполнения работы имелась только плата ЭКГ для Arduino, было решено использовать её в качестве электромиографа для сравнения работы собранного устройства и заводского.

Модуль ЭКГ подключается к входам Arduino по схеме (рисунок 3).

Рисунок 3. Схема подключения модуля

К модулю подключаются три сенсора разных цветов. Один присоединяется на правую руку, второй – на левую руку, третий на правую ногу. Чем ближе контакты расположены к сердцу, тем точнее будет кардиограмма. Так как в проекте данный модуль используется не как ЭКГ, а как ЭМГ, сенсоры будут расположены в области одной группы мышц.

После присоединения датчиков к телу человека на микроконтроллер подаётся цифровой сигнал. В программном обеспечении для МК Arduino под названием Arduino IDE в версиях 1.6.6 и выше появилась возможность строить графики по получаемым данным без использования сторонних программ. В состоянии покоя мышц на вход МК подаются числа в определённом диапазоне. При напряжении мышц повышается амплитуда колебаний сигналов (рисунок 4), при этом чем сильнее напряжены мышцы, тем сильнее амплитуда. Таким образом можно с большой точностью управлять протезом.

Рисунок 4. График полученных от датчика значений

Модуль ЭКГ на выходе даёт значения с большим количеством шумов, для их фильтрации в коде программы используется фильтр Калмана (код написан в среде программирования Arduino IDE):

const int sensorPin = А0;

float varVolt = 1.21;

float varProcess = 0.005;

float Pc = 0.0;

float G = 0.0;

float P = 1.0;

float Xp = 0.0;

float Zp = 0.0;

float Xe = 0.0;

void setup() {

Serial.begin(9600);}

void loop() {

int sensorVal = analogRead(sensorPin);

float voltage = map(sensorVal, 0, 1023, 0, 5);

Pc = P + varProcess;

G = Pc/(Pc++ varProcess);

P = (1-G)*Pc;

Xp = Xe;

Zp = Xp;

Xe = G*(voltage-Zp)+Xp;

Serial.println(voltage);}

Здесь переменная VarVolt – среднее отклонение значений. Для его расчетов необходимо взять данные с датчиков за определенный промежуток времени (чем больше значений, тем меньше погрешность вычислений), при этом мышцы должны быть расслаблены. Вычисляется среднее значение полученных данных, затем находится отклонение между каждым значением и средним значением, после этого вычисляется среднее отклонение. Достаточно удобно проводить вычисления в программе Microsoft Excel. Переменная varProcess – переменная, отвечающая за скорость реакции на изменение. Чем данная перемененная меньше, тем меньше шумов будет на фильтрованных значениях, при этом необходимые для работы скачки данных тоже могут быть отфильтрованы, поэтому данная переменная подбирается вручную. На рисунке 5 представлена разница значений, прошедших фильтра Калмана при различных значениях переменной varProcess.

Рисунок 5. Показания датчиков после фильтра Калмана

Слева график со значением переменной varProcess 0.05:

Справа график со значением переменной varProcess 0.005:

Можем заметить, что при varProcess = 0.005 на выходе получается сглаженный график, таким образом, данное значение является оптимальным.

На данный момент ведётся работу по написанию кода для обработки полученных сигналов с целью управления сервоприводами, поэтому настройка модуля еще не окончена.

Следующей стадией развития проекта является создание ЭЭГ (электроэнцефалографа). Первый этап данной разработки – создание кардиографа, который после некоторых преобразований сможет выполнять функции энцефалографа.

Электрокардиограф состоит из двух частей – аналоговой и цифровой (рисунок 6). Аналоговая часть представляет собой, по сути, усилитель с коэффициентом усиления около 1000 (он усиливает изменяющуюся с течением времени разность потенциалов на теле человека примерно в 1000 раз). Усиленный сигнал поступает в цифровую часть (микроконтроллер)  где оцифровывается и передаётся в оцифрованном виде на компьютер. Компьютер расшифровывает полученные данные и выдаёт полученные данные в графическом виде. В целях соблюдения техники безопасности, микроконтроллер не подключается к компьютеру напрямую, информация будет передаваться через радиоканал блютуз.

Рисунок 6. Схема электрокардиографа

Цифровая часть ЭКГ состоит из микроконтроллера Arduino Uno. МК будет получать на вход GND и цифровой вход данные с аналоговой части.

Аналоговая часть ЭКГ строится на базе инструментального операционного усилителя AD620. В техническом описании данного ОУ [3] есть схема кардиографа (рисунок 7).

Рисунок 7. Аналоговая часть схемы электрокардиографа

В данной схеме референтный электрод на основе AD705J применяется для устранения наводки в 50 Гц [4]. Так как в приведенном проекте прибор с сетью не соединён, а питается от батарейки 9В, данную часть схемы можно убрать, тогда она примет вид (рисунок 8).

Рисунок 8. Аналоговая часть схемы электрокардиографа

В качестве «драйвера правой ноги» вместо референтного электрода будет использоваться нулевой провод схемы. Это связано с тем, что разность потенциалов между телом человека и нулевым потенциалом схемы может быть довольно большой, в итоге может получиться так, что потенциалы, снимаемые с тела и подаваемые на входы усилителя будут иметь слишком большую величину относительно нулевой точки схемы, при этом будут выходить за диапазон допустимых величин потенциалов, подаваемых на входы ОУ. Данная ситуация может привести к режиму насыщения усилителя, в котором он не усиливает, а просто выдаёт на выход постоянную составляющую, равную примерно верхнему или нижнему значению напряжения питания усилителя. Чтобы этого избежать, нужно привести потенциалы тела к требуемому диапазону – к уровню, близкому к потенциалу нулевого провода схемы. Поэтому используется нулевой провод, присоединённый к правой ноге человека (максимально далеко от сердца – так принято в медицине, чтоб минимизировать всякий риск поражения током). В итоге потенциал, снимаемый с тела человека будет близок к нулевому потенциалу схемы, а значит, попадает в диапазон допустимых величин потенциалов, подаваемых на входы ОУ.   

Необходимо так же отметить, что имеет место такое явление как поляризация электродов при их контакте с кожей. Это приводит к тому, что на входе усилителя помимо изменяющейся разности потенциалов, обусловленной электрической активностью сердца (полезный сигнал, который мы стремимся измерить) появляется ещё и постоянная составляющая, чья величина может достигать 300 мВ как в положительную, так и в отрицательную сторону. Если сразу усилить данный сигнал, то получатся величины +300В и -300В, это выходит за пределы возможностей усилителя, в итоге получится усилитель в режиме насыщения. Чтобы этого избежать, аналоговая часть ЭКГ строится из двух ОУ. Первый усилитель AD620 имеет коэффициент усиления около 7, при этом на выходном напряжении будет некоторый сдвиг значений на определённую постоянную величину. В итоге мы просто получим усилитель в режиме насыщения. Чтобы этого избежать, усилитель строят из 2-х ОУ и фильтра высоких частот (ФВЧ) в виде RC-цепочки между ними (рисунок 25). ФВЧ убирает постоянную составляющую, которая получается при усилении составляющей обусловленной поляризацией электродов.

Рисунок 9. RC-цепочка

Далее сигнал попадает на второй ОУ с коэффициентом усиления около 140. Получаем схему кардиографа (рисунок 10).

Рисунок 10. Аналоговая часть схемы электрокардиографа

На рисунке 10 схема кардиографа не полная, не хватает опорного уровня. Дело в том, что некоторые ОУ добавляют к выходному сигналу свой сдвиг на ту или иную величину. Поэтому у таких ОУ для того чтобы убрать эту постоянную величину и чтобы в итоге измерения относительно нулевого провода схемы были бы корректными обычно предусмотрен вывод REF (так называемый опорный вход) на который необходимо подавать нулевой потенциал схемы. На вход REF нулевой потенциал обычно подаётся через ОУ включённого по схеме так называемого повторителя [6]. Повторитель будет построен на основе операционного усилителя OP97, Также необходимо добавить конденсаторы для борьбы с самовозбуждением по питанию ОУ. В итоге аналоговая часть схемы имеет вид (рисунок 11).

Рисунок 11. Аналоговая часть схемы электрокардиографа

Несобранной осталась часть схемы, представленная на рисунке 12.

Рисунок 12. Обозначение блока питания на схеме

По схеме (рисунок 13) собран источник стабилизированного напряжения на +3 В и -3 В. Источник питания собран на основе микросхемы TL431.

Рисунок 13. Источник стабилизированного питания

Электроды, которые крепятся к телу – это, по сути, обычные контактные пластины.  Для этого существуют специальные медицинские электроды. К контакту GND arduino подключается потенциал -3В аналоговой схемы, к цифровому контакту подключается выход второго усилителя AD620.

Электроэнцефалограф отличается от электрокардиографа, по сути, коэффициентом усиления. Если у ЭКГ коэффициент усиления около 1000, то у ЭЭГ он должен быть порядка 20000. Для преобразования электрокардиографа в электроэнцефалограф, заменим резисторы, задающие коэффициент усиления AD620. Резистор номиналом 400 Ом у второго усилителя заменим резистором на 25 Ом, таким образом у второго ОУ коэффициент усиления будет 2000, а у всей схемы 7 * 2000 = 14000. Для использования в ЭЭГ контактных пластин от ЭКГ потребуется полное прилегание пластин к коже головы. Так как обеспечить это достаточно проблематично, необходимо переделать контактные пластины. Они будут сделаны из штырьевых соединителей (рисунок 14).

Рисунок 14. Штырьевые соединители

Необходимо соединить штырьки в пластину. С одной стороны все контакты соединить между собой и присоединить к проводу, ведущему ко входу усилителя. Другая сторона штырьков будет контактировать с кожей головы.

Для снятия ЭКГ сопротивление кожа-электрод должно быть в пределах 5 – 100 кОм [5]. В собранном устройстве, из-за малой площади контакта электродов и тела человека, это сопротивление может быть более 1 Мом, при этом сопротивление провода, к которому подключён электрод, в районе нескольких Ом. Такая разница в сопротивлениях может привести к неработоспособности схемы, так как полезный сигнал будет трудно заметить на уровне шумов. Чтобы от этого избавиться, применяется схема повторителя (рисунок 15), входное сопротивление которого стремится к нулю, а выходное к бесконечности.

Рисунок 15. Схема подключения ОУ «повторитель»

Для уменьшения действия шумов сигнальный провод и провода питания этой схемы лучше всего заключить в экран. То есть выполнить всё это на базе экранированного провода, при этом медная оплётка провода должна быть подключена к «нулю» схемы. В качестве ОУ для построения повторителя используется TLC272.

В настоящее время ведётся работа над созданием системы ЭКГ, когда данная система будет стабильно работать, она будет переделана под ЭЭГ, так как легче будет сначала настроить систему кардиограммы, а позже внести в неё некоторые изменения, чем сразу настраивать систему электроэнцефалограммы.

Список литературы:

1. Численность инвалидов /[Электронный ресурс] – Режим доступа. – URL: https://sfri.ru (Дата обращения 03.08.2019).
2. J. Perry. Gait Analysis «Normal and Pathological Function» Thorofare, NJ: SlackIncorporated - 1992
3. AD620 (Rev. H). //[Электронный ресурс] – Режим доступа. – URL: www.analog.com (Дата обращения 03.08.2019).
4. Гаврилов С. А. «Схемотехника мастер-класс» – Санкт-Петербург, 2016. – 195-198 с.
5. Фролов В., Строев В.М., Горбунов А.В., Трофимов В.А. «Методы и приборы функциональной диагностики»  – Тамбов, 2008. – 9,12 с.
6. Основы подключения операционного усилителя (ОУ) /[Электронный ресурс] – Режим доступа. – URL: http://www.prointellekt.ru (Дата обращения 03.08.2019).