EMG
از اینکه مدتی نتونستم وبلاگ آپ کنم از همه ی دوستان عزیز پوزش می خوام.اما یک مقاله ی جاب ومفید در مورد EMG آماده کردم ، که توسط دوست عزیزم آقای آهنگری از دانشجویان مهندسی پزشکی سهند گردآوری شده است. امیدوارم مفید واقع بشه. لطفا منو از نظرات ارزشمندتون بی نصیب نکنید. با تشکر.
مقدمه
اگر سیستم حرکتی انسان را یک سیستم کنترل متداول در نظر بگیریم که دارای کنترل کننده، عملگر و مسیرهای فیدبک می باشد. آنگاه نقش اساسی ماهیچه را می توان بعنوان عملگر در نظر گرفت. اگر چه ماهیچه با توجه به ساختار پیچیده آن بخشی از وظایف کنترل کننده و مسیرهای فیدبک را نیز برعهده دارد.
وظیفه اصلی ماهیچه تبدیل انرژی شیمیایی به انرژی مکانیکی و تولید نیرو است. اگر چه راندمان این تبدیل انرژی تنها حدود 20 درصد است ولی قدرت، دقت و کارائی توام ماهیچه در این تبدیل انرژی بسیار شگفت انگیز است. نیروی مکانیکی ماهیچه تنها در جهت انقباض بوده و بازگشت عضله به طول عادی آن به‌صورت غیرفعال انجام می شود. در بدن انسان هزاران ماهیچه وجود دارد که آنها را می توان به سه دسته تقسیم نمود.
1-مخطط اسکلتی 2- صاف 3- قلبی
از آنجا که ماهیچه های صاف و قلبی، اغلب برای حرکات غیرارادی و داخلی بکار گرفته میشوند و در سیستم کنترل حرکتی انسان نقش عمده ای ایفا نم کنند. درادامه بحث تنها عضلات اسکلتی مورد بررسی قرار می گیرد.
در بدن انسان بیش از 500 ماهیچه اسکلتی وجود دارد که حدود 40 درصد وزن بدن را شامل می شوند و از نظر اندازه، شکل و سرعت بسیار با یکدیگر متفاوت می باشند.
انقباض این ماهسچه ها توسط فرمانهای عصبی که از سیستم اعصاب مرکزی (CNS) میآید کنترل می گردد. نیروی انقباضی حاصل به دو منظور مورد استفاده قرار میگیرد:
1- انقبا ض و کوتاه شدن ماهیچه برای ایجاد حرکت اندام حول محور را بط ها و مفاصل: مثل بلند کردن یک وزنه
2- انقباض ماهیچه برای مقابله با یک نیروی خارجی و حفظ موقعیت موجود: مثل نگه داشتن یک وزنه در ارتفاع ثابت. برای آنکه با ساختار و عملکرد ماهیچه و نحوه کنترل آن بیشتر آشنا شویم. در ادامه بحث ماهیچه را از دیدگاه ساختاری و فیزیولوژیک مورد بررسی قرار داده و پس از بررسی فیبر عضلانی و واحد حرکتی،به معرفی مشخصات دینامیکی و مدلهای کیفی و کمی در این زمینه می پردازیم.
نحوه تولید نیرو در عضله و نقش واحدهای حرکتی در آن:
عضله مجموعه ای از واحدهای حرکتی است که باتحریک مناسب توسط سیستم اعصاب مرکزی بمقدار مورد نیاز منقبض می گردد. در هنگام انقباض با توجه به نیروی لازم، دو نوع فرآیند افزایش نیروی انقباضی ر واحدهای حرکتی اتفاق می افتد:
الف) افزایش نرح تحریک عصبی واحد حرکتی فعال
ب) فعال نمودن واحدهای حرکتی جدید
بدین ترتیب برای افزایش نیروی انقباضی عضله، ابتدا نرخ آتش یک واحد حرکتی فعال بیشتر شده و در یک سطح انقباضی معین، واحد حرکتی دومی نیز فعال می گردد.
افزایش نیرو با افزایش نرخ آتش واحد حرکتی دومی نیز فعال می گردد.
افزایش نیرو با افزایش نرخ آتش واحد حرکتی دومی نیز فعال می گردد.
افزایش نیرو با افزایش نرخ آنش واحد حرکتی اول و دوم ادامه می پذیرد تا به همین ترتیب واحدهای دیگر نیز تحریک شوند.
اصل اندازه (size principle)
این اصل که اولین بار توسء Hennemen ارائه گردید بیان می کند که درگیر شدن واحدهای حرکتی در فعالیت انقباضی عضله ارتباط مستقیمی با اندازه آنها دارد. به عبارت دیگر در یک روند افزایش نیرو، ابتدا واحدهای حرکتی کوچکتر و سژس ترتیب واحدهای حرکتی بزرگتر فعال می شوند. نحه درگیری واحدهای حرکتی با افزایش نیرو طبق اصل اندازه را نشان می دهد. همانطور که در شکل دیده می شود بکارگیری واحدهای حرکتی جدید در یک حد آستانه صورت می پذیرد .
اندازه یک واحد حرکتی را نیز به این صورت تعریف می کنند که واحد حرکتی بزرگ، واحدی است که نرون حرکتی آن دارای بدنه سلول و قطر اکسون بزرگی است و روی آکوسن آن شاخه های انشعابی زیادی هم وجود دارد ولی واحد حرکتی کوچک، واحدی است که سرعت هدایت پتانسیل نرون حرکتی آن کم بوده و آکسون آن نیز انشعابات کمی داشته باشد.
برای توجیه اصل اندازه می توان از مقاومتهای ورودی نرونهای حرکتی کمک گرفت. اگر دو نروم بزرگ و کوچک دارای ورودی سیناپسی مشابهی باشند( مثلاً از طریق رفلکس دوک عظلانی تحریک شوند)، هنگام تحریک جریان وارده به هر دو سلول یکسان است و با توجه به اینکه سطح مقطع هر نرون حرکتی با هم متفاوت و بالطبع مقاومت الکتریکی آنها متفاوت می باشد. تغییر پتانسیل در نرونهای حرکتی بنابر قانون اهم نیز متفاوت بوده و سلولهای کوچک که مقاومت الکتریکی بالائی دارند در هنگام تحریک سیناپسی زودتر به حد آستانه رسیده و زودتر از نرونهای دیگر تحریک می شوند و پیامهای عصبی را منتقل می کنند. پس اگر حد آستانه تحریک تمام نرونهای حرکتی یکسان باشد نرونهای حرکتی کوچک که دارای مقاومت ورودی سلولی زیادی می باشند زودتر وارد فعالیت شده وبا افزای شتحریک نرونهای حرکتی بزرگتر نیز به حد آستانه تحریک رسیده و فعال می شوند این موضوع توجهی الکتروفیزیولوژیک اصل اندازه می باشد.
موارد استثناء در اصل اندازه:اگر چه می توان مثالهای فراوانی از رعایت اصل اندازه در انقباض عضلات مختلف بدن برشمرد ولی بنظر می رسد که در مواردی بدلیل عملکرد حرکتی خاص، اصل اندازه در عضله رعایت نمی گردد. می توان گفت که در این موارد CNS مستقیماً برای انتخاب صحیح ترتیب درگیر شدن واحدهای حرکتی وارد عمل شده و متناسب با حرکت مورد نظر انقباض لازم انجام می شود. این موضوع بخصوص در حرکات انقباضی خیلی سریع و قوی دیده می شود. البته در این موارد واحدهای حرکتی کوچک و بزرگ تقریباً به طور همزمان تحریک می شوند ولی سرعت واحدهای حرکتی بزرگ باعث می شود که انقباض آنها سریعتر از واحدهای کوچک رخ دهد.
EMG
هدف استفاده از ابزار در الکترومیوگرافی (EMG) ، نگه داشتن داده های به دست آمده از فعالیت بیوالکتریک وابسته به تنظیم انقباض عضله می باشد. پرسشهای مربوط به یکدسته از مشاهداتی که از EMG استفاده می کنند حول و حوش این که چه داده هایی می توانند بوسیله اندازه گیری به دست آوردن داده از سیگنال EMG بحث می شود.
برای تهیه یک چهارچوب برای بحث در مورد تجهیزات EMG، داده ها حاصل شده از EMG می توانند به 3 گروه کلی زیر تقسیم بندی شوند:
1- رابطه بین جنبه های آنی EMG و تغییرات وابسته آناتومی
2- رابطه بینEMG و تولید نیرو
3- رابطه بین EMG و خستگی عضله
هر یک از دسته ها به سیگنال EMG مورد پردازش گرفته، به منظور ثبت داده ها ضروری نیاز دارند تا بدین طریق هدف اندازه گیری را برآورده سازند.
داده های سیگنال EMG:
برای دادن پاسخ قطی در مورد سوالاتی که در بالا مطرح شدن به یک بررسی کامل از سهم فاکتورهای هم وابسته به هم که در مشخصه سیگنال EMG ظاهر شده تاثیر می گذارند نیاز داریم. محققانی مدل های ریاضی که فاکتورهای انتخابی را بهم ربط دهد را گسترش داده اند و رفتار آنها را به منظور مشاهدات تجربی با هم مقایسه کرده اند.اگر چه هیچ گونه اجتماع علمی روی مدلهای موجود تاکید نمی کند ولی کار روی این حوزه خیلی مهم را آشکار کرده است. گرچه تاثیر عواملی مثل سرعت؛ شتاب و نوع انقباض عضله به صورتی کامل فهمیده شده اند ولی تعبیر داده های به دست آنده از EMG به صورت غیر قطعی حاصل می شود.
اطلاعات پیشین:
اطلاعات پایه ای به دست آمده از EMG در زمانی خاص از فعالیت ماهیچه یا در فعال یا استراحت بودن عضله به دست می آیند.
برای اینکه EMG ثبت گردد، باید عضله از حد آستانی فرا برود که این حدود از قبل باید تغنی گردند مثل حدود نویز در اندازه گیرها. اینکه بدانیم عضله در حالت استراحت است، مشکل است، چون اغلب ممکن است عضله به تدریج در حالت مجموع استراحت کند.
در این مورد، حد آستانه باید به اندازه کافی بالا باشد تا از خطا در وضعیت جلوگیری شود.
اطلاعات نیروی EMG
شاید بیشترین استفاده و سوء استفاده از اطلاعات EMG در اندازه گیری کاربردهایی است که EMG آشکار شده را به محل عضله در نتیجه نیرو یا گشتاور تولیدی به وسیله عضله باشد، پلاریته این کارکرد ما به مقدار پتانسیل به دست آمده از داده ها وابسته است. مثلاً در مطالعات ارگونوکیلی، پتانسیل کارکرد ما شامل استفاده EMG برای ارزیابی وسیله ای که استفاده می شود وضعیت کارگر در جلوگیری از صدمات کاری مربوط می شود.
دامنه و فاز خطی وپهنای باند
برای ذخیره سازی داده های اصلی که محتوای داده های EMG ثبت شده می باشد به تجهیزاتی که دامنه و فازشان خطی است و دارای پهنایباند مناسبی است احتیاج داریم. دامنه خطی این مطلب را تحمیل می کند که نسبت ولتاژهی ورودی به خروجی باید تابعی خطی بین محدوده ولتاژ کارکرد دستگاه باشد. پهنای باند یا پاسخ فرکانسی مربوط می شود به اینکه دامنه در تمامی فرکانسی کاری دستگاه هستند، خطی باشد. می توان با مراجعه به بسط فوریه شکل 3-4 به آسانی این امر را تائید کرد.
برای اینکه اطلاعات موج اصلی ذخیره گردد، هر جزء فرکانسی از سیگنال به تنهایی باید به طور مشابهی برمی گردد. شاید شکل سیگنال خروجی دستگاه تغییر پیدا کند. البته باید هر تغییری در شکل بسط فرکانسی به عنوان یک نتیجه پردازش سیگنال که از موج اصلی تشکیل می شود بررسی شود. هم این طور هم فاز خطی به رابطه فاز هر جزء فرکانسی خروجی یک دستگاه نیاز دارد که باید با رابطه فاز موجود در ورودی یکسان باشد.
نویز
اگر سیگنال آشکار شده در محل الکترود حاوی اطلاعاتی باشد که فقط برای هدف اندازه گیری بکار برده می شود. و هیچ چیزی برای اصلاح یا تغییر این اطلاعات در طول پردازش و تقویت سیگنال انجام نگیرد. دقت اندازه گیری بوسیله وسایل ضبط یا خواندن خروجی انجام می گیرد. این یک توصیفی از یک سیستم اندازه گیری ایده ال است.
سیگنال EMG مطلوب، سیگنالی که فقط در محل الکترود آشکار شده باشد وجود ندارد. و حاوی مقداری سیگنال قوی تراز دیگر منبع سیگنال خارجی معمول وجود دارد. نویز به هر سیگنال خارجی یا ناخواسته که در انتقال درست اطلاعات دخالت می کند گفته می شود.
نویز در اطلاعات و داده های وابسته به محل عضله در طول ثبت و پردازش و تقویت سیگنال شناسایی می شود.
منابع نویز تولید شده به وسیله تجهیزاتی که برای آشکارسازی و تقویت و ثبت EMG استفاده می شود خیلی مهم است.
تمامی هادیهای در مقابل جریان از خود مقداری مقاومت نشان می دهند و در نتیجه نویز گرمایی تولید می کنند نویز گرمایی به وسیله ی حرکت اتفاقی الکترودها و دیگر حاملهای آزاد ایجاد می شود و نتیجه ی قانونی دوم ترموئینامیک می باشد. ولتاژ نویز گزمایی به مقاومت مواد، دما و پهنای باند مطابق با رابطه ی زیر وابسته است.
که K ضریب بوتزمن، T دما در درجه ی کلوین، B پهنای باند در هرتز، و R مقاومت در واحد اهم می باشد. نویز گرمایی در الکترودها، در لیدهای لختی که به الکترودهای تقویت کننده متصل می باشند و در تجهیزات الکترونیکی درونی دستگاه EMG تولید می شود.
تقویت کننده ها
EMG:
جزء پردازش استاندارد در تجهیزات EMG ة تقویت کننده می باشد. البته این تقویت کننده معمولاً از تقویت کننده های چند طبقه تشکیل می شود که مهمترین آنها تقویت کننده طبقه اول یا بیش تقویت کننده می باشد.
این طبقات با هم چندین کارکرد مهم را اجرا می کنند که عبارتند از:
1) جداسازی بین سیگنال منبع و تجهیزات ثبت سیگنال
2) تبدیل جریان به ولتاژ
3) گین ولتاژ
4) کاهش نویز
دو مشخصه مهم یک تقویت کننده EMG، امپدانس ورودی بالا و ورودی تفاضلی می باشد. این ویژگی ها به دو مزیت مهم تبدیل می شوند: تبدیل توان سیگنال و کاهش توزین نویز.
تبدیل توان سیگنال
نیاز به جداسازی سیگنال مرجع از تجهیزات ثبت می تواند بهتر درک شود به وسیله ی مشاهده ی سیگنال منبع. توان سیگنال بعنوان مربع ولتاژ سیگنال تقسیم بر امپدانس منبع تعریف می شود. هدف تقویت افزایش توان سیگنال به یک سطح لازم برای نتیجهگیری تجهیزات ثبت میباشد. این کار نیاز به یک تبدیل کارای توان بین سیگنال منبع و پیش تقویت کننده دارد. هر گونه افزایشی در امپدانس مرجع توان موجود برای تبدیل را کاهش می دهد. آشکارا، کاهش امپدانس مرجع یک مزیت است و این کار به دو شیوه انجام می گیرد.
ابتدا، گامهایی را باید برای کاهش عوامل اغتشاش به امپدانس مرجع برداریم مثل خراش دادن محل الکترود با یک ماده سانیده که مقاومت پوست را کاهش دهد. روش اولیه بعدی کاهش امپدانس مرجع موثر است که با جداسازی منبع از بار می باشد.
جداسازی به وسیله ی میانگیری منبع با یک تقویت کننده که از خود امپدانس خروجی کوچک نشان می دهد صورت می گرد. برای هدف جداسازی، حلقه ی انتقال می تواند به عنوان یک سیگنال منبع که با دو امپدانس گره شده سری می شوند مشاهده گردد و یک امپدانس الکترولیتی پوست تشکیل شده است. امپدانس دیگر بیانگر امپدانس ورودی تقویت کننده است. که با هم یک مقسم ولتاژ را تشکیل می دهند. اندازه ولتاژ افت شده روی هر امپدانس گره شده متناسب با ضریب هر امپدانس به مجموع امپدانسها می باشد پس بزرگترین امپدانس منبع بزرگترین افت ولتاژ روی خود را خواهد داشت.
در جداسازی، هر افت ولتاژ روی امپدانس بیانگر توان سیگنالی است که اتلاف می شود. با کاهش اندازه امپدانس ورودی، درصد توان اتلافی کاهش می یابد و به همین ترتیب انتقال کار افزایش می یابد.
امپدانس ورودی بالای تقویت کننده به وسیله ی امپدانس خروجی پائین که مشخصه ی مطلوبی از کاهش موثر امپدانس منبع ر طول ذخیره سازی توان سیگنال دارد، تزویج می شود.
دامنه عملی برای امپدانس ورودی مطلوب برای تقویت همساندهی بالا به اندازه امپدانس منبع بستگی دارد.
یک قانون خوب برای لمس کردن این موضوع این است که امپدانس ورودی 100 برابر بزرگتر از امپدانس خروجی می باشد. برای یک مقدار ویژه از امپدانس الکترود سطح (امپدانس اندازه گیری شده بین آشکار سازی الکترود) مثلاً 20 کیلو اهم، امپدانس ورودی مطلوب 2 مگا اهم می باشد.
این امپدانس به آسانی با طرح تقویت کننده حالت ثابت قبل حصول است.
یک خطای رایجی که به سویله اشخاص که با الکترونیک ناآشنا هستند صورت می گیرد این است که فرض می کنند که مشخصه امپدانس ورودی چاپ شده در تمامی پهنای باند کل بسط پیدا می کند. و این درست نیست چون هر مقدار کوچکی از خازن که با مقاوت ورودی موازی می شود امپدانس ورودی را در فرکانس 100Hz کاهش می دهد. این مشکل به وسیله خازن و روی سیم های لید، که اغلب ظزفیتشان چند برابر ظرفیت خازن ورودی است، تشدید می شود.
برای جلوگیری از این اشتباه، امپدانس ورودی باید همچنین متناسب با یک جزء سری مقاومت و خازن یا یک نمایش فرکانسی با پهنای باند قابل استفاده باشد. یک فرکانس قابل قبول برای ثبت سطح، 100 هرتز می باشد.
کاهش نویز:
نگهداری توان زیادی از منبع سیگنال EMG انتقال به پیش تقویت کننده یک راهی برای بهبودی نسبت سیگنال به نویز است. روش دیگر کاهش توان نویز می باشد. برای نفع نویزهایی که نسبت به تقویت کننده خاریج هستند، مهمترین روش کاهش نویز خاصیت رد کردن حالت مشترک تقویت کننده های تفاضلی می باشد.
تقویت کننده های تفاضلی فقط اختلاف ولتاژ بین دو ترمینال ورودی را تقویت می کنند. هر سیگنال ولتاژ مشترکی در هر دو ترمینال که نسبت به یک ترمینال مشترکی سنجیده می شوند. باید یک سیگنال منوی تولید کنند.
مرتبه ای که در عمل این ایده آل سازی ( صفر ایده آل) را مشخص می کند به وسیله نسبت رد کردن حالت مشترک (CMRR) شناخته می شود. این نیست عبارت است از گین سیگنال اختلافی تقسیم برگین سیبگنال حالت مشترک (CMRR)، بهبود نسبت سیگنال به نویز را که بعد از تقویت صورت می پذیرد را نبودن نتیجه ی منابع نویز حالت مشترک مشخص می کند. انجمن بین المللی الکتروفیزیولوژیکی حرکت شناسی (ISEK) توصیه می کند که (CMRR) ژیپ تقوست کننده باید بزرگتر از 90 دسی بل باشد. نماد db برای نشان دادن نبت ولتاژ استفاده می شود. CMRR(db)=20log (CMRR)
به خاطر اینکه (CMRR) به وسیله هم فرکانسی و هم گین پیش تقبویت کننده تائید پذیر است، یک مشخصه ی معنا دار CMRR را به مشصخه فرکانسی ورودی و گین پیش تقویت کننده (اگر متغییر باشد) مربوط می سازد.
در عمل، اندازه گیری کاربردی EMG، CMRR پیش تقویت کننده هرگز به درستی شناخته نمی شود. به خاطر اینکه امپدانس منبع نامساوی به وسیله هر ترمینال ورودی دیده می شود.
که این اصلاً به امپدانس نامساوی الکترود بستگی دارد. تاثیر این امر، امپدانس نامتعادل منبع که باعث تولید افت ولتاژ متفاوتی در ترمینالهای ورودی می کند. اف ولتاژ متفاوت تولید یک سیگنال اختلافی مصنوعی که از هر سیگنال تفاضلی دیگر غیر قابل تشخیص دست می کنند. پس، آن به وسیله یک گین سیگنال اختلافی تقویت شود.
که تاثیر آن کاهش CMRR می باشد. البته باید تاکید شود که اندازه قدر مطلق امپدانس منبع نیست که CMRR را کاهش می دهد بلکه اختلافی که از یک ترمینال ورودی نسبت به دیگر ترمینال مشاهده می شود در کاهش CMRR موثر است. چون امپدانس منبع یک مقسم ولتاژ را با امپدانس ورودی تشکیل می دهد، افزایش امپدانس ورودی این شکل را قویاً کاهش می دهد.
نویز تولید شده در درون تقویت کننده یک مشخصه مهمی است چون بیانگر جزء مهمی از نویز کلی تقویت کننده است. نویز تقویت کننده یک مشخصه مهمی است چون بیانگر جزء مهمی از نویز کلی تقویت کننده است نویز تقویت کننده می تواند به سطحهای خیلی پائین به وسیله استفاده کردن از باتری هایی که با پیش تقویت کننده های کم توان پس تقویت کننده های کم توان کار می کند کاهش داد. نویز تقویت کننده معمولاً به صورت میکروولت (RMS) نمایش داده می شود، که به ورودی RTI مربوط می شود. ISEK توصیه می کند نویز تقویت کننده کمتراز SMVRMS باشد که با یک مقاومت منبع 100 کیلو اهم و پهنای باند 0.1 تا 1000 هرتز اندازه گیری می شود.
سرانجام، جریان ورودی تقویت کننده باید مشخص باشد. این متغییر خیلی مهم است، چون بیانگر سیگنال منیممی است که می تواند تقویت شود. جریان با یاس کم ورودی برای مینیمم کردن تاثیر تغییر در امپدانس منبع الکترود که معمولاً نتیجه ی حرکت الکترود است. مطلوب است. با اعمال قانون اهم، دامنه اغتشاش حرکت مساوی است با تغییر در امپدانس منبع که با جریان بایاس ورودی ضرب شده است. ISEK توصیه می کند جریان با یاس ورودی کمتر از SOAA باشد. برای تقویت کننده هایی که مستقیماً ترویج شده اند.
تسهیل کنترل عضلانی
امروزه به طور وسیعی از تحریکات الکتریکی به طور درمانی جهت شروع و تسهیل انقباضات ارادی عضلانی استفاده می شود، اگر چه تفکیک این اثر از اثر تقویتی که در بالا اشاره شد امکان پذیر نیست. این نوع استفاده از جریان را می توان در شرایط زیر بکار برد:
* هنگامیکه درد و یا آسیب وارده موجب مهار انقباض ارادی می شود، برای مثال تحریک عضله چهار سر رانی بخصوص قسمت پهن داخلی آن بعد از جراحیهای زانو و یا صدمات وارده روی زانو اغلب مورد استفاده قرار می گیرد (Erikson and Haggmark, 1979).
مثال دیگر تحریک عضلات کاف و تاندون آشیل در موارد مزمن و بعد از جراحی و همینطور در آسیبهای تاندون آشیل است.
* در مواردی که فعالیت عضله به طور موثری تحت کنترل ارادی قرار ندارد. برای مثال می توان از موارد زیر نام برد: تحریک عضلات کف لگن در وضعیتهای وجود بی اختیاری ادارای برای برقراری کنترل مجدد ادرار در این دسته از بیماران ( بدون وجود ضایعه عصبی) (Cawely and Hendriks, 1992) ؛ تحریک عضله آبداکتور شست پا، برای درمان مراحل اولیه انحراف شست پا به خارج، و در شرایط صاف کف پا و دردهای متاتارسی، که کنترل ارادی عضلات لومبریکال مورد نیاز و مطلوب است.
* در موارد لزوم آموزش فعالیت جدید عضلانی، در موارد پیوند عضلانی یا عصب حرکتی.
* در مراحل انتهایی ترمیم ضایعات اعصاب محیطی برای تشویق و ترغیب انقباضات ارادی هنگام برقرار روند عصب دهی مجدد.
* زمانیکه می خواهیم فعالیت خاص عضلانی را با حرکت طبیعی را به بیمار نشان دهیم. برای مثال در موارد وجود فلج هستریک.
* برای بچه های مبتلا به فلج مغزی، جهت تقویت انقباض عضله و فراهم کردن احساسی که کودک بتواند یک واکنش ضعیف را با افزودن اثر تحریک الکتریکی به انقباض اضافه و تقویت کند. (Carmick, 1991).
تحریکات الکتریکی عملکردی
تحریکات الکتریکی عملکردی عبارت است از تحریکات الکتریکی نرون حرکتی تحتانی برای شروع انقباض در عضلات فلج در جهت تولید حرکات عملکردی.
تحریک الکتریکی به جایزگزینی اسپلینت: ان نوع تحریک شامل استفاده از جریان نوع فارادیک یا پالسهای الکتریکی مشابهی است که روی پوست اعمال می شود تا موجب انقباض عضله گردند.
این نوع تحریکات منظم و مکرر عضله افزایش قدرت اتفاق می افتد. همچنین ممکن است یعنی جایی که هنگام تحریکات منظم و مکرر عضله افزایش قدرت اتفاق می افتد. همچنین ممکن است اثر مثبتی نیز روی اسپاسم عضلانی وجود داشته باشد( برای توضیح بیشتر به پاراگراف بعدی توجه کنید) یک نوع از این تحریکات، تحریک الکتریکی عضلات خم کننده روی پا، در بیماران همی پلژی می باشد که با کلیدی نصب شده در پاشنه کفش کنترل می شود. به طور مشابه از تحریک عضله دلتوئید نیز برای جلوگیری از نیمه در رفتگی مفصل گلنوهومرال در بیماران همی پلژی استفاده شده است(Baker, 1987). ساخت سیستمهای پیچیده تر برای بیماران پاراپلژیک که توانایی کنترل حرکات ارادی در اندام تحتانی را ندارند. به آنها اجازه می دهد تا بتوانند کنترل ایستادن و راه رفتن و بعضی حرکات روزمره را به دست آورند Mizrahi, 1993).
تحریک الکتریکی برای کنترل اسپاستی سیته: اثرات تحریک الکتریکی عضله روی اسپاستی سیته تاکنون به روشنی اثبات نشده است و نتایج گزارش شده متناقض می باشد. بخشی از این تناقض در نتایج گزارش شده ناشی از مشکلات موجود در اندازه گیری و تعریف اسپاستی سیته است.
به طور کلی در این زمینه سه روش موجود است:
* تحریک آنتاگونیسمها که موجب مهار متقابل آگونیستها می گردد.
* تحریک خود عضلات اسپاتیک.
* تحریک متناوب عضلات آگونیست و آنتاگونیست
برای آخرین روش از فرکانس پائین (3 تا 35 Hz) با پالسهای 2/0ms. چند دقیقه روزانه، و به مدت چند هفته استفاده شده است. از پالسهایی با فرکانس غیر یکنواخت ( الکتروتراپی تروفیک) برای تحریک روی عصب حسی استفاده می شود که منطبق بر اصل تقویت بیشتر مهار پیش سیناپسی نرونهای حرکتی توسط تحریکات آوران است و بنابراین اسپاستی سیته را کاهش می دهند.
روش دیگر استفاده از یک دستکش توری برای تحریک کل دست با دستجات پالس 3/0ms و فرکانس50Hz است، که مدار با الکتروى قرار گرفته روی ساعد بیمار کامل می شود. (Dimitryevic et al., 1996). تحریکات هم با شدت پایین و هم شدت بالای آستانه حسی بیماران همی پلژیک برای مدت 30 دقیقه در روز نشان داد، که این درمان موجب کاهش اسپاسی سیته و تقویت فعالیتهای ارادی باقیمانده می شود، در ضمن بیمار با عدم غفلت ازطرف مبتلا، در کارهای روزمره خود از این اندامها بهتر استفاده می کند.
در بیماران همی پارتیک ( نیمه فلج)، Lagasse و Roy (1989) اثرات برنامه آموزشی تحریکات الکتریکی عملکردی را بر میزان انقباض توام عضلات اسپاستیک در حین حرکت باز شدن ساعد (حداکثر سرعت) بررسی کردند. الگوی تحریک الکتریکی به طور اختصاصی برای هر بیمار با توجه به پارامترهای الکترومیوگرافی به دست آمده از اندام غیر مبتلا تنظیم شد. این درمان موجب کاهش میزان انقباضات همزمان آنتاگونیستها گردید.
در حالیکه نتایج گزارش شده تحریک الکتریکی روی درمان اسپاستی سینه ضدو نقیض می باشد اما هیچ یک این نظر را که " تحریک الکتریکی موجب تشدید اسپاستی سیته می شود تائید نکرده اند. (Baker, 1987
مقدمه
اگر سیستم حرکتی انسان را یک سیستم کنترل متداول در نظر بگیریم که دارای کنترل کننده، عملگر و مسیرهای فیدبک می باشد. آنگاه نقش اساسی ماهیچه را می توان بعنوان عملگر در نظر گرفت. اگر چه ماهیچه با توجه به ساختار پیچیده آن بخشی از وظایف کنترل کننده و مسیرهای فیدبک را نیز برعهده دارد.
وظیفه اصلی ماهیچه تبدیل انرژی شیمیایی به انرژی مکانیکی و تولید نیرو است. اگر چه راندمان این تبدیل انرژی تنها حدود 20 درصد است ولی قدرت، دقت و کارائی توام ماهیچه در این تبدیل انرژی بسیار شگفت انگیز است. نیروی مکانیکی ماهیچه تنها در جهت انقباض بوده و بازگشت عضله به طول عادی آن به‌صورت غیرفعال انجام می شود. در بدن انسان هزاران ماهیچه وجود دارد که آنها را می توان به سه دسته تقسیم نمود.
1-مخطط اسکلتی 2- صاف 3- قلبی
از آنجا که ماهیچه های صاف و قلبی، اغلب برای حرکات غیرارادی و داخلی بکار گرفته میشوند و در سیستم کنترل حرکتی انسان نقش عمده ای ایفا نم کنند. درادامه بحث تنها عضلات اسکلتی مورد بررسی قرار می گیرد.
در بدن انسان بیش از 500 ماهیچه اسکلتی وجود دارد که حدود 40 درصد وزن بدن را شامل می شوند و از نظر اندازه، شکل و سرعت بسیار با یکدیگر متفاوت می باشند.
انقباض این ماهسچه ها توسط فرمانهای عصبی که از سیستم اعصاب مرکزی (CNS) میآید کنترل می گردد. نیروی انقباضی حاصل به دو منظور مورد استفاده قرار میگیرد:
1- انقبا ض و کوتاه شدن ماهیچه برای ایجاد حرکت اندام حول محور را بط ها و مفاصل: مثل بلند کردن یک وزنه
2- انقباض ماهیچه برای مقابله با یک نیروی خارجی و حفظ موقعیت موجود: مثل نگه داشتن یک وزنه در ارتفاع ثابت. برای آنکه با ساختار و عملکرد ماهیچه و نحوه کنترل آن بیشتر آشنا شویم. در ادامه بحث ماهیچه را از دیدگاه ساختاری و فیزیولوژیک مورد بررسی قرار داده و پس از بررسی فیبر عضلانی و واحد حرکتی،به معرفی مشخصات دینامیکی و مدلهای کیفی و کمی در این زمینه می پردازیم.
نحوه تولید نیرو در عضله و نقش واحدهای حرکتی در آن:
عضله مجموعه ای از واحدهای حرکتی است که باتحریک مناسب توسط سیستم اعصاب مرکزی بمقدار مورد نیاز منقبض می گردد. در هنگام انقباض با توجه به نیروی لازم، دو نوع فرآیند افزایش نیروی انقباضی ر واحدهای حرکتی اتفاق می افتد:
الف) افزایش نرح تحریک عصبی واحد حرکتی فعال
ب) فعال نمودن واحدهای حرکتی جدید
بدین ترتیب برای افزایش نیروی انقباضی عضله، ابتدا نرخ آتش یک واحد حرکتی فعال بیشتر شده و در یک سطح انقباضی معین، واحد حرکتی دومی نیز فعال می گردد.
افزایش نیرو با افزایش نرخ آتش واحد حرکتی دومی نیز فعال می گردد.
افزایش نیرو با افزایش نرخ آتش واحد حرکتی دومی نیز فعال می گردد.
افزایش نیرو با افزایش نرخ آنش واحد حرکتی اول و دوم ادامه می پذیرد تا به همین ترتیب واحدهای دیگر نیز تحریک شوند.
اصل اندازه (size principle)
این اصل که اولین بار توسء Hennemen ارائه گردید بیان می کند که درگیر شدن واحدهای حرکتی در فعالیت انقباضی عضله ارتباط مستقیمی با اندازه آنها دارد. به عبارت دیگر در یک روند افزایش نیرو، ابتدا واحدهای حرکتی کوچکتر و سژس ترتیب واحدهای حرکتی بزرگتر فعال می شوند. نحه درگیری واحدهای حرکتی با افزایش نیرو طبق اصل اندازه را نشان می دهد. همانطور که در شکل دیده می شود بکارگیری واحدهای حرکتی جدید در یک حد آستانه صورت می پذیرد .
اندازه یک واحد حرکتی را نیز به این صورت تعریف می کنند که واحد حرکتی بزرگ، واحدی است که نرون حرکتی آن دارای بدنه سلول و قطر اکسون بزرگی است و روی آکوسن آن شاخه های انشعابی زیادی هم وجود دارد ولی واحد حرکتی کوچک، واحدی است که سرعت هدایت پتانسیل نرون حرکتی آن کم بوده و آکسون آن نیز انشعابات کمی داشته باشد.
برای توجیه اصل اندازه می توان از مقاومتهای ورودی نرونهای حرکتی کمک گرفت. اگر دو نروم بزرگ و کوچک دارای ورودی سیناپسی مشابهی باشند( مثلاً از طریق رفلکس دوک عظلانی تحریک شوند)، هنگام تحریک جریان وارده به هر دو سلول یکسان است و با توجه به اینکه سطح مقطع هر نرون حرکتی با هم متفاوت و بالطبع مقاومت الکتریکی آنها متفاوت می باشد. تغییر پتانسیل در نرونهای حرکتی بنابر قانون اهم نیز متفاوت بوده و سلولهای کوچک که مقاومت الکتریکی بالائی دارند در هنگام تحریک سیناپسی زودتر به حد آستانه رسیده و زودتر از نرونهای دیگر تحریک می شوند و پیامهای عصبی را منتقل می کنند. پس اگر حد آستانه تحریک تمام نرونهای حرکتی یکسان باشد نرونهای حرکتی کوچک که دارای مقاومت ورودی سلولی زیادی می باشند زودتر وارد فعالیت شده وبا افزای شتحریک نرونهای حرکتی بزرگتر نیز به حد آستانه تحریک رسیده و فعال می شوند این موضوع توجهی الکتروفیزیولوژیک اصل اندازه می باشد.
موارد استثناء در اصل اندازه:اگر چه می توان مثالهای فراوانی از رعایت اصل اندازه در انقباض عضلات مختلف بدن برشمرد ولی بنظر می رسد که در مواردی بدلیل عملکرد حرکتی خاص، اصل اندازه در عضله رعایت نمی گردد. می توان گفت که در این موارد CNS مستقیماً برای انتخاب صحیح ترتیب درگیر شدن واحدهای حرکتی وارد عمل شده و متناسب با حرکت مورد نظر انقباض لازم انجام می شود. این موضوع بخصوص در حرکات انقباضی خیلی سریع و قوی دیده می شود. البته در این موارد واحدهای حرکتی کوچک و بزرگ تقریباً به طور همزمان تحریک می شوند ولی سرعت واحدهای حرکتی بزرگ باعث می شود که انقباض آنها سریعتر از واحدهای کوچک رخ دهد.
EMG
هدف استفاده از ابزار در الکترومیوگرافی (EMG) ، نگه داشتن داده های به دست آمده از فعالیت بیوالکتریک وابسته به تنظیم انقباض عضله می باشد. پرسشهای مربوط به یکدسته از مشاهداتی که از EMG استفاده می کنند حول و حوش این که چه داده هایی می توانند بوسیله اندازه گیری به دست آوردن داده از سیگنال EMG بحث می شود.
برای تهیه یک چهارچوب برای بحث در مورد تجهیزات EMG، داده ها حاصل شده از EMG می توانند به 3 گروه کلی زیر تقسیم بندی شوند:
1- رابطه بین جنبه های آنی EMG و تغییرات وابسته آناتومی
2- رابطه بینEMG و تولید نیرو
3- رابطه بین EMG و خستگی عضله
هر یک از دسته ها به سیگنال EMG مورد پردازش گرفته، به منظور ثبت داده ها ضروری نیاز دارند تا بدین طریق هدف اندازه گیری را برآورده سازند.
داده های سیگنال EMG:
برای دادن پاسخ قطی در مورد سوالاتی که در بالا مطرح شدن به یک بررسی کامل از سهم فاکتورهای هم وابسته به هم که در مشخصه سیگنال EMG ظاهر شده تاثیر می گذارند نیاز داریم. محققانی مدل های ریاضی که فاکتورهای انتخابی را بهم ربط دهد را گسترش داده اند و رفتار آنها را به منظور مشاهدات تجربی با هم مقایسه کرده اند.اگر چه هیچ گونه اجتماع علمی روی مدلهای موجود تاکید نمی کند ولی کار روی این حوزه خیلی مهم را آشکار کرده است. گرچه تاثیر عواملی مثل سرعت؛ شتاب و نوع انقباض عضله به صورتی کامل فهمیده شده اند ولی تعبیر داده های به دست آنده از EMG به صورت غیر قطعی حاصل می شود.
اطلاعات پیشین:
اطلاعات پایه ای به دست آمده از EMG در زمانی خاص از فعالیت ماهیچه یا در فعال یا استراحت بودن عضله به دست می آیند.
برای اینکه EMG ثبت گردد، باید عضله از حد آستانی فرا برود که این حدود از قبل باید تغنی گردند مثل حدود نویز در اندازه گیرها. اینکه بدانیم عضله در حالت استراحت است، مشکل است، چون اغلب ممکن است عضله به تدریج در حالت مجموع استراحت کند.
در این مورد، حد آستانه باید به اندازه کافی بالا باشد تا از خطا در وضعیت جلوگیری شود.
اطلاعات نیروی EMG
شاید بیشترین استفاده و سوء استفاده از اطلاعات EMG در اندازه گیری کاربردهایی است که EMG آشکار شده را به محل عضله در نتیجه نیرو یا گشتاور تولیدی به وسیله عضله باشد، پلاریته این کارکرد ما به مقدار پتانسیل به دست آمده از داده ها وابسته است. مثلاً در مطالعات ارگونوکیلی، پتانسیل کارکرد ما شامل استفاده EMG برای ارزیابی وسیله ای که استفاده می شود وضعیت کارگر در جلوگیری از صدمات کاری مربوط می شود.
دامنه و فاز خطی وپهنای باند
برای ذخیره سازی داده های اصلی که محتوای داده های EMG ثبت شده می باشد به تجهیزاتی که دامنه و فازشان خطی است و دارای پهنایباند مناسبی است احتیاج داریم. دامنه خطی این مطلب را تحمیل می کند که نسبت ولتاژهی ورودی به خروجی باید تابعی خطی بین محدوده ولتاژ کارکرد دستگاه باشد. پهنای باند یا پاسخ فرکانسی مربوط می شود به اینکه دامنه در تمامی فرکانسی کاری دستگاه هستند، خطی باشد. می توان با مراجعه به بسط فوریه شکل 3-4 به آسانی این امر را تائید کرد.
برای اینکه اطلاعات موج اصلی ذخیره گردد، هر جزء فرکانسی از سیگنال به تنهایی باید به طور مشابهی برمی گردد. شاید شکل سیگنال خروجی دستگاه تغییر پیدا کند. البته باید هر تغییری در شکل بسط فرکانسی به عنوان یک نتیجه پردازش سیگنال که از موج اصلی تشکیل می شود بررسی شود. هم این طور هم فاز خطی به رابطه فاز هر جزء فرکانسی خروجی یک دستگاه نیاز دارد که باید با رابطه فاز موجود در ورودی یکسان باشد.
نویز
اگر سیگنال آشکار شده در محل الکترود حاوی اطلاعاتی باشد که فقط برای هدف اندازه گیری بکار برده می شود. و هیچ چیزی برای اصلاح یا تغییر این اطلاعات در طول پردازش و تقویت سیگنال انجام نگیرد. دقت اندازه گیری بوسیله وسایل ضبط یا خواندن خروجی انجام می گیرد. این یک توصیفی از یک سیستم اندازه گیری ایده ال است.
سیگنال EMG مطلوب، سیگنالی که فقط در محل الکترود آشکار شده باشد وجود ندارد. و حاوی مقداری سیگنال قوی تراز دیگر منبع سیگنال خارجی معمول وجود دارد. نویز به هر سیگنال خارجی یا ناخواسته که در انتقال درست اطلاعات دخالت می کند گفته می شود.
نویز در اطلاعات و داده های وابسته به محل عضله در طول ثبت و پردازش و تقویت سیگنال شناسایی می شود.
منابع نویز تولید شده به وسیله تجهیزاتی که برای آشکارسازی و تقویت و ثبت EMG استفاده می شود خیلی مهم است.
تمامی هادیهای در مقابل جریان از خود مقداری مقاومت نشان می دهند و در نتیجه نویز گرمایی تولید می کنند نویز گرمایی به وسیله ی حرکت اتفاقی الکترودها و دیگر حاملهای آزاد ایجاد می شود و نتیجه ی قانونی دوم ترموئینامیک می باشد. ولتاژ نویز گزمایی به مقاومت مواد، دما و پهنای باند مطابق با رابطه ی زیر وابسته است.
که K ضریب بوتزمن، T دما در درجه ی کلوین، B پهنای باند در هرتز، و R مقاومت در واحد اهم می باشد. نویز گرمایی در الکترودها، در لیدهای لختی که به الکترودهای تقویت کننده متصل می باشند و در تجهیزات الکترونیکی درونی دستگاه EMG تولید می شود.
تقویت کننده ها
EMG:
جزء پردازش استاندارد در تجهیزات EMG ة تقویت کننده می باشد. البته این تقویت کننده معمولاً از تقویت کننده های چند طبقه تشکیل می شود که مهمترین آنها تقویت کننده طبقه اول یا بیش تقویت کننده می باشد.
این طبقات با هم چندین کارکرد مهم را اجرا می کنند که عبارتند از:
1) جداسازی بین سیگنال منبع و تجهیزات ثبت سیگنال
2) تبدیل جریان به ولتاژ
3) گین ولتاژ
4) کاهش نویز
دو مشخصه مهم یک تقویت کننده EMG، امپدانس ورودی بالا و ورودی تفاضلی می باشد. این ویژگی ها به دو مزیت مهم تبدیل می شوند: تبدیل توان سیگنال و کاهش توزین نویز.
تبدیل توان سیگنال
نیاز به جداسازی سیگنال مرجع از تجهیزات ثبت می تواند بهتر درک شود به وسیله ی مشاهده ی سیگنال منبع. توان سیگنال بعنوان مربع ولتاژ سیگنال تقسیم بر امپدانس منبع تعریف می شود. هدف تقویت افزایش توان سیگنال به یک سطح لازم برای نتیجهگیری تجهیزات ثبت میباشد. این کار نیاز به یک تبدیل کارای توان بین سیگنال منبع و پیش تقویت کننده دارد. هر گونه افزایشی در امپدانس مرجع توان موجود برای تبدیل را کاهش می دهد. آشکارا، کاهش امپدانس مرجع یک مزیت است و این کار به دو شیوه انجام می گیرد.
ابتدا، گامهایی را باید برای کاهش عوامل اغتشاش به امپدانس مرجع برداریم مثل خراش دادن محل الکترود با یک ماده سانیده که مقاومت پوست را کاهش دهد. روش اولیه بعدی کاهش امپدانس مرجع موثر است که با جداسازی منبع از بار می باشد.
جداسازی به وسیله ی میانگیری منبع با یک تقویت کننده که از خود امپدانس خروجی کوچک نشان می دهد صورت می گرد. برای هدف جداسازی، حلقه ی انتقال می تواند به عنوان یک سیگنال منبع که با دو امپدانس گره شده سری می شوند مشاهده گردد و یک امپدانس الکترولیتی پوست تشکیل شده است. امپدانس دیگر بیانگر امپدانس ورودی تقویت کننده است. که با هم یک مقسم ولتاژ را تشکیل می دهند. اندازه ولتاژ افت شده روی هر امپدانس گره شده متناسب با ضریب هر امپدانس به مجموع امپدانسها می باشد پس بزرگترین امپدانس منبع بزرگترین افت ولتاژ روی خود را خواهد داشت.
در جداسازی، هر افت ولتاژ روی امپدانس بیانگر توان سیگنالی است که اتلاف می شود. با کاهش اندازه امپدانس ورودی، درصد توان اتلافی کاهش می یابد و به همین ترتیب انتقال کار افزایش می یابد.
امپدانس ورودی بالای تقویت کننده به وسیله ی امپدانس خروجی پائین که مشخصه ی مطلوبی از کاهش موثر امپدانس منبع ر طول ذخیره سازی توان سیگنال دارد، تزویج می شود.
دامنه عملی برای امپدانس ورودی مطلوب برای تقویت همساندهی بالا به اندازه امپدانس منبع بستگی دارد.
یک قانون خوب برای لمس کردن این موضوع این است که امپدانس ورودی 100 برابر بزرگتر از امپدانس خروجی می باشد. برای یک مقدار ویژه از امپدانس الکترود سطح (امپدانس اندازه گیری شده بین آشکار سازی الکترود) مثلاً 20 کیلو اهم، امپدانس ورودی مطلوب 2 مگا اهم می باشد.
این امپدانس به آسانی با طرح تقویت کننده حالت ثابت قبل حصول است.
یک خطای رایجی که به سویله اشخاص که با الکترونیک ناآشنا هستند صورت می گیرد این است که فرض می کنند که مشخصه امپدانس ورودی چاپ شده در تمامی پهنای باند کل بسط پیدا می کند. و این درست نیست چون هر مقدار کوچکی از خازن که با مقاوت ورودی موازی می شود امپدانس ورودی را در فرکانس 100Hz کاهش می دهد. این مشکل به وسیله خازن و روی سیم های لید، که اغلب ظزفیتشان چند برابر ظرفیت خازن ورودی است، تشدید می شود.
برای جلوگیری از این اشتباه، امپدانس ورودی باید همچنین متناسب با یک جزء سری مقاومت و خازن یا یک نمایش فرکانسی با پهنای باند قابل استفاده باشد. یک فرکانس قابل قبول برای ثبت سطح، 100 هرتز می باشد.
کاهش نویز:
نگهداری توان زیادی از منبع سیگنال EMG انتقال به پیش تقویت کننده یک راهی برای بهبودی نسبت سیگنال به نویز است. روش دیگر کاهش توان نویز می باشد. برای نفع نویزهایی که نسبت به تقویت کننده خاریج هستند، مهمترین روش کاهش نویز خاصیت رد کردن حالت مشترک تقویت کننده های تفاضلی می باشد.
تقویت کننده های تفاضلی فقط اختلاف ولتاژ بین دو ترمینال ورودی را تقویت می کنند. هر سیگنال ولتاژ مشترکی در هر دو ترمینال که نسبت به یک ترمینال مشترکی سنجیده می شوند. باید یک سیگنال منوی تولید کنند.
مرتبه ای که در عمل این ایده آل سازی ( صفر ایده آل) را مشخص می کند به وسیله نسبت رد کردن حالت مشترک (CMRR) شناخته می شود. این نیست عبارت است از گین سیگنال اختلافی تقسیم برگین سیبگنال حالت مشترک (CMRR)، بهبود نسبت سیگنال به نویز را که بعد از تقویت صورت می پذیرد را نبودن نتیجه ی منابع نویز حالت مشترک مشخص می کند. انجمن بین المللی الکتروفیزیولوژیکی حرکت شناسی (ISEK) توصیه می کند که (CMRR) ژیپ تقوست کننده باید بزرگتر از 90 دسی بل باشد. نماد db برای نشان دادن نبت ولتاژ استفاده می شود. CMRR(db)=20log (CMRR)
به خاطر اینکه (CMRR) به وسیله هم فرکانسی و هم گین پیش تقبویت کننده تائید پذیر است، یک مشخصه ی معنا دار CMRR را به مشصخه فرکانسی ورودی و گین پیش تقویت کننده (اگر متغییر باشد) مربوط می سازد.
در عمل، اندازه گیری کاربردی EMG، CMRR پیش تقویت کننده هرگز به درستی شناخته نمی شود. به خاطر اینکه امپدانس منبع نامساوی به وسیله هر ترمینال ورودی دیده می شود.
که این اصلاً به امپدانس نامساوی الکترود بستگی دارد. تاثیر این امر، امپدانس نامتعادل منبع که باعث تولید افت ولتاژ متفاوتی در ترمینالهای ورودی می کند. اف ولتاژ متفاوت تولید یک سیگنال اختلافی مصنوعی که از هر سیگنال تفاضلی دیگر غیر قابل تشخیص دست می کنند. پس، آن به وسیله یک گین سیگنال اختلافی تقویت شود.
که تاثیر آن کاهش CMRR می باشد. البته باید تاکید شود که اندازه قدر مطلق امپدانس منبع نیست که CMRR را کاهش می دهد بلکه اختلافی که از یک ترمینال ورودی نسبت به دیگر ترمینال مشاهده می شود در کاهش CMRR موثر است. چون امپدانس منبع یک مقسم ولتاژ را با امپدانس ورودی تشکیل می دهد، افزایش امپدانس ورودی این شکل را قویاً کاهش می دهد.
نویز تولید شده در درون تقویت کننده یک مشخصه مهمی است چون بیانگر جزء مهمی از نویز کلی تقویت کننده است. نویز تقویت کننده یک مشخصه مهمی است چون بیانگر جزء مهمی از نویز کلی تقویت کننده است نویز تقویت کننده می تواند به سطحهای خیلی پائین به وسیله استفاده کردن از باتری هایی که با پیش تقویت کننده های کم توان پس تقویت کننده های کم توان کار می کند کاهش داد. نویز تقویت کننده معمولاً به صورت میکروولت (RMS) نمایش داده می شود، که به ورودی RTI مربوط می شود. ISEK توصیه می کند نویز تقویت کننده کمتراز SMVRMS باشد که با یک مقاومت منبع 100 کیلو اهم و پهنای باند 0.1 تا 1000 هرتز اندازه گیری می شود.
سرانجام، جریان ورودی تقویت کننده باید مشخص باشد. این متغییر خیلی مهم است، چون بیانگر سیگنال منیممی است که می تواند تقویت شود. جریان با یاس کم ورودی برای مینیمم کردن تاثیر تغییر در امپدانس منبع الکترود که معمولاً نتیجه ی حرکت الکترود است. مطلوب است. با اعمال قانون اهم، دامنه اغتشاش حرکت مساوی است با تغییر در امپدانس منبع که با جریان بایاس ورودی ضرب شده است. ISEK توصیه می کند جریان با یاس ورودی کمتر از SOAA باشد. برای تقویت کننده هایی که مستقیماً ترویج شده اند.
تسهیل کنترل عضلانی
امروزه به طور وسیعی از تحریکات الکتریکی به طور درمانی جهت شروع و تسهیل انقباضات ارادی عضلانی استفاده می شود، اگر چه تفکیک این اثر از اثر تقویتی که در بالا اشاره شد امکان پذیر نیست. این نوع استفاده از جریان را می توان در شرایط زیر بکار برد:
* هنگامیکه درد و یا آسیب وارده موجب مهار انقباض ارادی می شود، برای مثال تحریک عضله چهار سر رانی بخصوص قسمت پهن داخلی آن بعد از جراحیهای زانو و یا صدمات وارده روی زانو اغلب مورد استفاده قرار می گیرد (Erikson and Haggmark, 1979).
مثال دیگر تحریک عضلات کاف و تاندون آشیل در موارد مزمن و بعد از جراحی و همینطور در آسیبهای تاندون آشیل است.
* در مواردی که فعالیت عضله به طور موثری تحت کنترل ارادی قرار ندارد. برای مثال می توان از موارد زیر نام برد: تحریک عضلات کف لگن در وضعیتهای وجود بی اختیاری ادارای برای برقراری کنترل مجدد ادرار در این دسته از بیماران ( بدون وجود ضایعه عصبی) (Cawely and Hendriks, 1992) ؛ تحریک عضله آبداکتور شست پا، برای درمان مراحل اولیه انحراف شست پا به خارج، و در شرایط صاف کف پا و دردهای متاتارسی، که کنترل ارادی عضلات لومبریکال مورد نیاز و مطلوب است.
* در موارد لزوم آموزش فعالیت جدید عضلانی، در موارد پیوند عضلانی یا عصب حرکتی.
* در مراحل انتهایی ترمیم ضایعات اعصاب محیطی برای تشویق و ترغیب انقباضات ارادی هنگام برقرار روند عصب دهی مجدد.
* زمانیکه می خواهیم فعالیت خاص عضلانی را با حرکت طبیعی را به بیمار نشان دهیم. برای مثال در موارد وجود فلج هستریک.
* برای بچه های مبتلا به فلج مغزی، جهت تقویت انقباض عضله و فراهم کردن احساسی که کودک بتواند یک واکنش ضعیف را با افزودن اثر تحریک الکتریکی به انقباض اضافه و تقویت کند. (Carmick, 1991).
تحریکات الکتریکی عملکردی
تحریکات الکتریکی عملکردی عبارت است از تحریکات الکتریکی نرون حرکتی تحتانی برای شروع انقباض در عضلات فلج در جهت تولید حرکات عملکردی.
تحریک الکتریکی به جایزگزینی اسپلینت: ان نوع تحریک شامل استفاده از جریان نوع فارادیک یا پالسهای الکتریکی مشابهی است که روی پوست اعمال می شود تا موجب انقباض عضله گردند.
این نوع تحریکات منظم و مکرر عضله افزایش قدرت اتفاق می افتد. همچنین ممکن است یعنی جایی که هنگام تحریکات منظم و مکرر عضله افزایش قدرت اتفاق می افتد. همچنین ممکن است اثر مثبتی نیز روی اسپاسم عضلانی وجود داشته باشد( برای توضیح بیشتر به پاراگراف بعدی توجه کنید) یک نوع از این تحریکات، تحریک الکتریکی عضلات خم کننده روی پا، در بیماران همی پلژی می باشد که با کلیدی نصب شده در پاشنه کفش کنترل می شود. به طور مشابه از تحریک عضله دلتوئید نیز برای جلوگیری از نیمه در رفتگی مفصل گلنوهومرال در بیماران همی پلژی استفاده شده است(Baker, 1987). ساخت سیستمهای پیچیده تر برای بیماران پاراپلژیک که توانایی کنترل حرکات ارادی در اندام تحتانی را ندارند. به آنها اجازه می دهد تا بتوانند کنترل ایستادن و راه رفتن و بعضی حرکات روزمره را به دست آورند Mizrahi, 1993).
تحریک الکتریکی برای کنترل اسپاستی سیته: اثرات تحریک الکتریکی عضله روی اسپاستی سیته تاکنون به روشنی اثبات نشده است و نتایج گزارش شده متناقض می باشد. بخشی از این تناقض در نتایج گزارش شده ناشی از مشکلات موجود در اندازه گیری و تعریف اسپاستی سیته است.
به طور کلی در این زمینه سه روش موجود است:
* تحریک آنتاگونیسمها که موجب مهار متقابل آگونیستها می گردد.
* تحریک خود عضلات اسپاتیک.
* تحریک متناوب عضلات آگونیست و آنتاگونیست
برای آخرین روش از فرکانس پائین (3 تا 35 Hz) با پالسهای 2/0ms. چند دقیقه روزانه، و به مدت چند هفته استفاده شده است. از پالسهایی با فرکانس غیر یکنواخت ( الکتروتراپی تروفیک) برای تحریک روی عصب حسی استفاده می شود که منطبق بر اصل تقویت بیشتر مهار پیش سیناپسی نرونهای حرکتی توسط تحریکات آوران است و بنابراین اسپاستی سیته را کاهش می دهند.
روش دیگر استفاده از یک دستکش توری برای تحریک کل دست با دستجات پالس 3/0ms و فرکانس50Hz است، که مدار با الکتروى قرار گرفته روی ساعد بیمار کامل می شود. (Dimitryevic et al., 1996). تحریکات هم با شدت پایین و هم شدت بالای آستانه حسی بیماران همی پلژیک برای مدت 30 دقیقه در روز نشان داد، که این درمان موجب کاهش اسپاسی سیته و تقویت فعالیتهای ارادی باقیمانده می شود، در ضمن بیمار با عدم غفلت ازطرف مبتلا، در کارهای روزمره خود از این اندامها بهتر استفاده می کند.
در بیماران همی پارتیک ( نیمه فلج)، Lagasse و Roy (1989) اثرات برنامه آموزشی تحریکات الکتریکی عملکردی را بر میزان انقباض توام عضلات اسپاستیک در حین حرکت باز شدن ساعد (حداکثر سرعت) بررسی کردند. الگوی تحریک الکتریکی به طور اختصاصی برای هر بیمار با توجه به پارامترهای الکترومیوگرافی به دست آمده از اندام غیر مبتلا تنظیم شد. این درمان موجب کاهش میزان انقباضات همزمان آنتاگونیستها گردید.
در حالیکه نتایج گزارش شده تحریک الکتریکی روی درمان اسپاستی سینه ضدو نقیض می باشد اما هیچ یک این نظر را که " تحریک الکتریکی موجب تشدید اسپاستی سیته می شود تائید نکرده اند. (Baker, 1987
+ نوشته شده در دوشنبه چهاردهم شهریور ۱۳۹۰ ساعت توسط محمدرضا کرمی
|