دانشکده فنی و مهندسی
پایان نامه کارشناسی
مهندسی پزشکی
عنوان
طراحی وساخت دستگاه ثبت کننده سیگنال الکترومایوگرام دو کاناله و
مدلسازی فعالیت ایزومتریک ساعد
استاد راهنما
جناب آقای دکتر میکائیلی
تهیه و تنظیم
حمیده جاویدی
زینب محمدپوری
تابستان 86
کلیه ی حقوق مربوط به این پروژه متعلق به
دانشگاه شاهد می باشد.
تقدیم به
عابر همیشه کوچه های جمعه
مهدی منتظر(عج)
تقدیم به
کسانی که عشق را به من آموختند و عاشقانه زیستن را،
سنگ صبوران همه لحظه های تنهایی ام،
همراهان و همرازان همیشگی ام ،تمام وجود ناتمامم
پدر و مادر مهربانم
زینب محمدپوری
تقدیم به
وارث علی، حجت بر حق
مهدی منتظر(عج)
شهادت هنر مردان خداست
تقدیم به
همه آنان که ایستادند تا بمانیم
تقدیم به
آنکه با رفتنش زمزمه زیبای عشق را در دلم جاری کرد
تقدیم به
او که همواره مرا به سوی افقی روشن رهنمون بوده است
و با نگاهش دیدگانم را جاری محبت ساخته است
بهار همیشه سبز زندگیم
مادرم
حمیده جاویدی
من لم یشکرالمخلوق لم یشکرالخالق
بعد از حمد و سپاس به درگاه ایزد منان بر خود لازم می دانیم از راهنمایی های صمیمانه استاد گرانقدرمان دکترمحمد میکائیلی و همه اساتید محترمی که ما را
در این پروژه یاری نمودندتشکر نمائیم.
و با تشکر از مهندس نوروزیان ، مهندس محمد رضا جاویدی ، مهندس حیدر زاده
و کلیه ی دوستانی که ما را در انجام این پروژه یاری رساندند.
چکیده
هدف از این پروژه ساخت امپلی فایر دو کاناله EMG و مدلسازی فعالیت ایزومتریک ساعد و به دست اوردن رابطه کیفی بین نیروی وارد بر کف دست و دامنه EMG دو عضله دو سر و سه سر بازو و میزان نیروی متوسط ایجاد شده در انهاست.
سیگنال EMG دو عضله به وسیله کارت صوتی به کامپیوتر داده شده و از نرم افزار MATLAB برای نمایش و پردازش داده ها استفاده می شود.سپس اضافه کردن وزنه هادر کف دست و مطالعه EMG دو عضله و انتگرال قدر مطلق انها روابط مطرح شده در قسمت بالا را به دست می اوریم.
در بخش مدلسازی پس از ساده سازی به مدلسالزی ماهیچه دو سر بازو می رسیم که برای ثبت پاسخ ان از سنسوری که خودمان طراحی کردیم استفاده می کنیم و پاسخ این سنسور را هم با کارت صوتی به کامپیوتر می دهیم.
مقدمه
در اثر انتقال سیگنالهای عصبی به عضله , تارهای عضلانی فعال شده و ایجاد پتانسیل عمل می نماید که به آن EMG گویند که در واقع تجلی اراده انسان برای انجام حرکت است . انتشار این پتانسیل های عمل در طول عضله ادامه یافته و بر روی پوست قابل دریافت می گردند . با نصب الکترودهای پوستی می توان این سیگنالها را از سطح پوست دریافت نمود .
سیگنالهای EMG از نظر فرکانس در محدودهhz 25 تا چند کیلو هرتز تغییر می کنند و دامنه های سیگنال بسته به نوع سیگنال والکترودهای استفاده شده از 100 میکروولت تا 90 میلی ولت تغییر می کنند .
بطور کلی سیگنال EMG توسط دو نوع منبع نویز می پذیرد :
1 منابع بیولوژیکی
2منابع غیر بیولوژیکی
منابع بیولوژیکی شامل حرکات سایر عضلات مانند عضله قلب و حرکات ناشی از ضربان رگهای خونی است و منابع غیر بیولوژیکی شامل سیستمهای اندازه گیری و تداخلات برق شهر و محیط اطراف آن و حرکات شخص آزمایش دهنده و حرکت الکترودها می باشد .
ثبت کننده EMG شامل مدارهایی است که می تواند سیگنال بسیار ضعیف EMG را که حداکثر دامنه ای به اندازهmv 1 دارد و دارای نویز نیز می باشد , را پردازش کرده و با کمترین نویز و دامنه قابل قبول در خروجی ظاهر سازد
در طراحی مدار ثبت کننده EMG بدلیل اینکه پهنای باند فرکانسی این سیگنال عموما" بین 25 تا 1000 هرتز است , از یک فیلتر بالا گذر و یک فیلتر پایین گذر استفاده شده است .همچنین برای حذف نویز hz 50 برق شهر که به ورتداخلی وارد می شود از یک فیلتر میان ناگذر تیز استفاده می کنیم .برای رساندن سطح سیگنال به مقدار قابل نمایش
هم گین 1000 را در مدار تعبیه می کنیم.سپس سیگنال حاصله را به وسیله وسیله کارت صدا به کامپیوتر می دهیم.
بنابراین تا این مرحله اطلاعات A/D کارت صدا از طریق پورت PCI به پردازنده کامپیوتر انتقال یافته است . حال به دنبال راهی می گردیم که این اطلاعات را بتوانیم نمایش دهیم و بر روی ان پردازش انجام دهیم. نرم افزاری که ما در این پروژه از ان استفاده کردیم MATLAB می باشد.MATLAB به عنوان یک زبان برنامه نویسی و ابزار دیداری کردن داده , قابلیت های بسیاری در زمینه های مهندسی , محاسبات و ریاضیات دارا می باشد. برای دادن سیگنال EMG دو عضله به طور همزمان از مد استریوی کارت صدا استفاده می کنیم.
پس ان واردمرحله ی مدلسازی حرکت ایزومتزیک ساعد می شویم. مدل سازی یکی از جنبه های مهم اغلب مطالعات مهندسی پزشکی است . مدل عبارت است از نمایش ساده شده ی اشیا و سیستمها و به همین دلیل جزء مهمی از زندگی روزمره نیز به شمار می رود.
در بحث مدلساز ی ابتدا به ساده سازی سیستم می پرازیم . سپس با وارد کردن نیرو به کف دست و ثبت جابجایی دست در فاز دینامیک حرکت به وسیله سنسور جابجایی طراحی شده وارد مرحله بعد می شویم.
مرحله بعدی انتخاب مدل مناسب برای ماهیچه است که مامدل مکانیکی هیل را در نظر گرفتیم و با محاسبه تابع تبدیل پارامتری این مدل و به دست اوردن خروجی زمانی ان با فرض اینکه ورودی پله باشد و مقایسه ان با خروجی سنسور ، پارامترها را محاسبه کردیم.
این پایان نامه شامل شش فصل است که در فصل اول به بررسی سیگنال EMG پرداختیم .در فصل دوم مطالبی راجع به الکترودهای ثبت سیگنال اورده شده است و فصل سوم هم مفصلا به شرح سخت افزار پروزه می پردازد.
فصل چهارم هم حاوی مطالبی درباره کارت صدا می باشد.
سپس در فصل پنجم به مبحث مدلسازی حرکت ایزومتریک ساعد و به دست اوردن رابطه بین وزنه ها و دامنه EMG می پردازیم.
فصل ششم هم به بررسی نرم افزار پروژه و الگوریتم های نوشته شده می پردازد.
فصل اول
مقدمه
در اثر انتقال سیگنالهای عصبی به عضله , تارهای عضلانی فعال شده و ایجاد پتانسیل عمل می نماید که به آن EMG گویند که در واقع تجلی اراده انسان برای انجام حرکت است . انتشار این پتانسیل های عمل در طول عضله ادامه یافته و بر روی پوست قابل دریافت می گردند . با نصب الکترودهای پوستی می توان این سیگنالها را از سطح پوست دریافت نمود . سیگنالEMG به عنوان یک ابزار غیر تهاجمی برای کنترل دست مصنوعی به کار می رود . این سیگنال حاوی اطلاعات زیادی در حوزه زمان و فرکانس است که محققان با تبدیلات ریاضی متنوع , سعی در استخراج و تحلیل اینگونه اطلاعات داشته اند .
سیگنالهای EMG از نظر فرکانس در محدودهhz 25 تا چند کیلو هرتز تغییر می کنند و دامنه های سیگنال بسته به نوع سیگنال والکترودهای استفاده شده از 100 میکروولت تا 90 میلی ولت تغییر می کنند , بنا براین تقویت کننده های EMG نسبت به تقویت کننده های ECG پاسخ فرکانسی وسیعتری را پوشش می دهند ولی در عوض لازم نیست فرکانسهای بسیار پایین را مانندECG پوشش دهند . و این امر بدلیل وجود آرتیفکت ناشی از حرکت در فرکانسهای پایین بسیار مطلوبست چرا که میتوانند بدون تحت تاثیر قرار دادن سیگنال موثر , فیلتر شوند .
در نمودارشکل 1-1 مقایسه ای بین محدوده تغییرات فرکانس و ولتاژ سیگنال EMG و سیگنالهای متداول دیگر انجام شده است :
شکل 1-1-مقایسه دامنه و فرکانس EMG با سیگنالهای حیاتی دیگر
همانطور که ملاحظه می کنید سیگنال EMG نسبت به سیگنالهای ECG,EEG,EOG محدوده فرکانسی وسیعتری را شامل می شود و همینطور شامل فرکانسهای خیلی کم نمی شود و نسبت به آنها دامنه بزرگتری نیز دارد . ولی دامنه آن نسبت به پتانسیل عمل آکسون پایین تر است و فرکانسهای پایین تری را نسبت به آن پوشش می دهد .
از آنجاییکه در این پروژه از الکترودهای سطحی استفاده شده است , سطوح سیگنالها پایین و پیک دامنه های آنها از 1/0 تا 1 mv است .
اما اگر از الکترودهای سوزنی فرو رونده در ماهیچه استفاده شود , سیگنالهای EMG می توانند دارای دامنه ای در حدود دو برابر حالت قبلی شوند و در نتیجه به بهره کمتری برای تقویت نیاز دارند و همچنین از آنجاییکه سطح الکترودهای سوزنی EMG نسبت به الکترودهای سطحی به مراتب کمتر است , امپدانس منبع مولد سیگنال بالاتر بوده و لذا امپدانس ورودی بالاتر تقویت کننده لازم است .
در مراکز بهداشتی و درمانی EMG اغلب به روش سوزنی انجام می شد و روش سطحی با وجود بهداشتی بودن و عدم درد , بندرت به کار می رفت زیرا این روش دارای شکل موج کاملا" تصادفی است و استخراج پارامترهای آن بدون استفاده از روشهای پردازش کامپیوتری امکان پذیر نیست , ولی اخیرا" با پیشرفتهای انجام گرفته در روشهای پردازش کامپیوتری بتدریج استفاده از الکترودهای در ثبت EMG رو به افزایش است .
یکی از مناسبترین روشهای تحلیل EMG همراه با الکترود سطحی , بررسی محتوای فرکانسی سیگنال و استخراج ویژگیهای آن با استفاده از تابع چگالی طیف توان است .
منابع نویز :
بطور کلی سیگنال EMG توسط دو نوع منبع نویز می پذیرد :
1- منابع بیولوژیکی
2- منابع غیر بیولوژیکی
منابع بیولوژیکی شامل حرکات سایر عضلات مانند عضله قلب و حرکات ناشی از ضربان رگهای خونی است و منابع غیر بیولوژیکی شامل سیستمهای اندازه گیری و تداخلات برق شهر و محیط اطراف آن و حرکات شخص آزمایش دهنده و حرکت الکترودها می باشد .
ثبت کننده EMG شامل مدارهایی است که می تواند سیگنال بسیار ضعیف EMG را که حداکثر دامنه ای به اندازهmv 1 دارد و دارای نویز نیز می باشد , را پردازش کرده و با کمترین نویز و دامنه قابل قبول در خروجی ظاهر سازد
در طراحی مدار ثبت کننده EMG بدلیل اینکه پهنای باند فرکانسی این سیگنال عموما" بین 25 تا 1000 هرتز است , از یک فیلتر بالا گذر و یک فیلتر پایین گذر استفاده شده است .
ثبت کننده سیگنالهای حیاتی بطور کلی عبارت است از بکارگیری تجهیزاتی الکترونیکی که بعضی از وقایع فیزیولوژیکی نرمال و یا غیر نرمال درونی انسان را به شکل سیگنالهای سمعی و بصری نمایش می دهد و به ا و یاد می دهد که روی وقایع احساس نشده و یا غیر ارادی خود با دیدن این سیگنالهای سمعی و بصری کار کند .
در زمینه مسائل مربوط به توانبخشی مفید ترین ثبت کننده , EMG است . اما سیگنال EMG به تنهایی قابل استفاده نیست چونکه بیمار و پزشک معالج سیگنالهای EMG را نمی بینند و این سیگنالها باید به علائم صوتی و تصویری قابل درک تبدیل شوند .
تجربیات نشان می دهد که بیمار در حین آزمایش ثبت EMG به تقاضای پزشک برای تغییر اندازه فعالیت ماهیچه ای , پاسخ مثبت می دهد .
مقدار IAV ویا ا نتگرال قدر مطلق یکی از مشخصه های مهم سیگنال است که با نیروی انقباض عضلانی رابطه دارد .
یکی از ا هداف اولیه همه ثبت کننده های EMG , قادرسازی بیمار به اعمال کنترل ارادی بر عضلات مخطط (عضلات ارادی ) خود است که به منظور افزایش فعالیت ماهیچه های ضعیف و کاهش فعالیت ماهیچه های متشنج به کار می رود
در آموزش کلینیکی , بیمار از طریق سیگنالهای سمعی و بصری , از انقباضهای خیلی کوچک و خیلی بزرگ ماهیچه اش آگاه می شود
در انتخاب ابزار ثبت کننده EMG باید به دو نکته توجه داشت :
1. ثبت کننده های شنیداری در انواع مختلف وجود دارد که باید در آنها توجه داشت که کدام یک از آنها بیمار را به فعالیت بیشتر ترغیب می کند .
2. در ثبت کننده های تصویری بیمار با دیدن سیگنال بر روی اسیلوسکوپ به به فعالیت بیشتر ترغیب می شود .
منشاْ سیگنال EMG :
سیگنال EMG از ترکیب اجزای کوچکتری به نام پتانسیل عمل واحد حرکتی (motor unit action potential ) که توسط واحد های مختلف تولید می شود تشکیل شده است .
واحد حرکتی کوچکترین واحد عملکردی یک ماهیچه است که می تواند به طور ارادی فعال شود .
پتانسیلهای الکتریکی در دو طرف غشاء , عملا" در تمام سلولهای بدن وجود دارند . سلولهای عصبی و عضلانی , سلولهای قابل تحریک هستند یعنی قادر به تولید ایمپالسهای الکتروشیمیایی در غشاء خود هستند .
هر فیبر عصبی به طور طبیعی به دفعات زیاد منشعب شده و 3 الی چند فیبر عضلانی را تحریک می کند . سیگنا لهای عصبی توسط پتا نسیل های عمل که تغییرات سریع در پتا نسیل غشاء سلولهای عصبی هستند , انتقال می یابند . پتا نسیل عمل برای هدایت سیگنال عصبی در طول فیبر عصبی به حرکت در می آید تا اینکه به ا نتهای فیبر می رسد . محل تماس رشته های عصبی با فیبر عضلانی تقریبا" در وسط آن و به نام محل تماس عصبی _ عضلانی (Neuromuscularjunction ) می باشد به طوریکه پتا نسیل عمل در هر دو جهت به سوی انتهای فیبر عضلانی سیر می کند . فیبر عصبی در انتهای خود منشعب شده و مجموعه ای از ترمینالهای منشعب شده عصبی تشکیل می دهد که در یک فرو رفتگی از سطح فیبر عضلانی قرار می گیرد , اما به طور کامل در خارج غشاء پلاسمایی فیبر عضلانی قرار دارد . فرو رفتگی غشاء فیبر عضلانی موسوم به ناودان سیناپسی و فضای بین ترمینال عصبی و غشاء فیبر عضلانی موسوم به شکاف سیناپسی است .
قطر عصب در حدود یک دهم قطر فیبر عضلانی است و ایمپالسهای عصبی به تنهایی نمی توانند جریان لازم را در فیبر عضلانی ایجاد کنند و استیل کولین مانند یک تقویت کننده عمل می کند .
پتانسیل های عمل ایجاد شده در واحد های حرکتی عضله به صورت هدایت حجمی در فضای عضله پخش شده , به سطح پوست می رسند . با قرار دادن الکترود , مجموعه ای از پتانسیلهای فوق الذکر که می توانند از نظر زمانی با هم اختلاف فاز داشته باشند , دریافت می شوند . سیگنال دریافت شده همان سیگنال EMG می باشد . هنگامی که یک ایمپالس عصبی به محل تماس عصبی_ عضلانی می رسد , عبور پتانسیل عمل از روی غشاء ترمینال عصب , باعث می شود تا حدود 125 وزیکول استیل کولین به داخل شکاف سیناپسی آزاد شود . استیل کولین نفوذ پذیری غشای عضله را نسبت به یونهای سدیم با بار مثبت زیاد می کند و این امر موجب بروز یک پتانسیل عمل در فیبر عضلانی می شود . پتانسیل عمل در طول غشاء فیبر عضلانی سیر می کند و باعث رها شدن مقادیر زیادی از یونهای کلسیم و داخل شدن آنها به سارکو پلاسم محیطی فیبرها می شود . یونهای کلسیم نیروهای جاذبه ای بین فیلمانهای اکتین و میوزین ایجاد می کنند , و موجب لغزیدن آنها بر روی یکدیگر می شوند و بنابراین فر آیند انقباض صورت می گیرد
انرژی لازم جهت ادامه این فرآیند به وسیله شکستن پیوند های پر انرژی ATP و تبدیل آن به ADP حاصل می شود . از طرف دیگر چنانچه استیل کولین ترشح شده در همان حال باقی بماند , ایجاد ایمپالسهای متوالی خواهد کرد . حدود 5/1 ثانیه استیل کولین توسط آنزیمی در سطح غشاء به شکل اسید استیک و کولین تبدیل می شود . در نتیجه تقریبا" بلا فاصله پس از تحریک فیبر عضلانی به وسیله استیل کولین , ماده محرک از بین می رود .
فعالیت الکتریکی عضلات اسکلتی برای نخستین بار توسط piper (1912) ثبت گردید و EMG
نام گرفت . امروزه از این سیگنال نه تنها به عنوان ابزار تشخیص کلینیکی عضله , بلکه به عنوان شاخصی برای ارزیابی عضلات در فعالیت های ورزشی و یا به عنوان ورودی جهت کنترل اندام مصنوعی به کار می رود .
ماهیت سیگنال EMG سطحی یک فرآیند تصادفی غیر ایستا است , دامنه و طیف فرکانسی آن حتی با ثابت نگه داشتن فعالیت ماهیچه , تغییر می کند , که با تقریب قابل قبولی در فواصل کوتاه زمانی ایستا است . سیگنال EMG بر آیند زمانی _ فضایی پتانسیل های تارهای عضلانی است که می توان توسط الکترود در سطح پوست برداشت . تغییر حالت انقباضی عضله , مشخصات زمانی و فرکانسی سیگنال EMG را تغییر می دهد , زیرا فیبرهای عضلانی متفاوتی فعال می شود و از همین خاصیت برای تشخیص نوع حرکت استفاده می شود . EMG با توجه به نوع الکترود , به دو روش سوزنی و سطحی انجام می شود که در EMG سطحی از الکترودهای دیسکی استفاده می شود و پیک سیگنالهای دریافت شده بین 0.1 تا 1 میلی ولت می باشد . امپدانس الکترودها بین 200 تا 5000 اهم متغیر است و به نوع الکترود , محل تماس الکترود و الکترولیت و فرکانسی که امپدانس را مشخص می کند بستگی دارد . نکته مهم در پهنای باند سیگنال دریافتی (25-1000hz) , عدم وجود مولفه DC آن می باشد که علت آن می تواند مربوط به شکل فیبر عضلانی باشد . پس از بازگشت یونهای پتاسیم به خارج غشاء مرحله دیگری بنام After potential آغاز می شود که حدود 50 تا 100 میلی ثانیه دوام دارد .
در این مرحله پمپ سدیم و پتاسیم مجدد ا" یونهای سدیم را به خارج سلول هدایت می کند تا غلظت نرمال درون و برون غشاء حفظ شود . این مرحله می تواند به گونه ای باشد که انتگرال سطح زیر منحنی صفر شود , در واقع از دید تبدیل فوریه , این سیگنال دیگر دارای مولفه DC نخواهد بود . (اختلاف پتانسیل 90 میلی ولتی در واقع در دو طرف غشاء قرار دارد و توسط الکترود سطحی دریافت نمی شود . )
تغییر حالت انقباضی عضله , مشخصات زمانی و فرکانسی سیگنال EMG را تغییر می دهد , زیرا فیبرهای عضلانی متفاوتی فعال می شوند و همین خاصیت است که می تواند برای تشخیص نوع حرکت از سیگنال EMG استفاده نمود .
فصل دوم
بررسی الکترودها
الکترودهای پتانسیلهای حیاتی , عمل وساطت بین بدن و دستگاه اندازه گیری الکترونیکی را به منظور اندازه گیری و ثبت پتانسیلها را فراهم می آورند .
هنگامی که دو محلول آبی یونی با غلظتهای مختلف توسط یک غشاء نیمه تراوای انتخاب کننده یون جدا می شوند , پتانسیل الکتریکی در این غشاء به وجود می آید . می توان نشان داد که این پتانسیل با معادله زیر تعیین می شود :
E = -RT Ln[C1/C2]/(nF)
در این رابطه , C1وC2 فعالیتهای یونها در هر طرف غشاء می باشند . هنگامی که یک فلز با محلول در تماس قرار گیرد اختلاف پتانسیلی بین بین آن فلز و مایع برقرار می شود . تیغه ای ازجنس نقره و محلولی از کلرید نقره را در نظر بگیرید و در حالت تعادل لایه نازکی به صورت تک ملکولی از یونهای نقره سطح تیغه را فرا گرفته است که به آن لایه Helmholtz می گویند . در داخل محلول مماس بر این لایه , لایه ای از یونهای کلر که غلظت نسبی آن بصورت نمایی نسبت به فاصله کم می شود و به لایه Gouy- Stern مشهور است , قرار دارد . به این دو لایه double layer گفته می شود که در محل تماس یک فلز با محلول الکترولیت آن به وجود می آید . مقدار این پتانسیل بین 100 تا 800 میلی ولت می باشد و در حالت پایدار مقدار آن از رابطه زیر قابل محاسبه می باشد :
E = E0+ RT*Ln(C)/F
که در این رابطه 9652F= و314/8 R= ثابت گازها است .
چنانچه الکترودی از نقره داخل و یا روی بدن قرار گیرد دیگر نمی توان از این رابطه استفاده نمود
بنابراین پوشاندن این الکترود با لایه ای از کلرید نقره ، آن را تبدیل به الکترودی قابل استفاده خواهد نمود که امروزه به عنوان الکترود پایدار مورد استفاده قرار می گیرد . این لایه به صورت لایه ای نفوذ ناپذیر غیر هادی رسوبی و تقریبا" غیر محلول در آب قرار دارد و نقش آن ایجاد یک محیط یونی اشباع شده در سطح فلز می باشد . رابطه بین غلظت یونهای کلر ونقره در این لایه به صورت زیر می باشد :
C(Ag) = Ksp/C(Cl )
که در این رابطه Ksp ثابت حلالیت بوده و برای محلول اشباع در دمای ثابت مقدار ثابتی است . این رابطه مشخص می کند که غلظت یونهای نقره به وسیله یونهای کلر تعیین می شود . غلظت یونهای نقره مقدار پتانسیل نیمه سلولی (پتانسیل بین فلز و الکترولیت ) را معین می کند ودر نتیجه پوشش AgCl بوسیله یونهای منفی کلر بارهایی را با محیط کلرید سدیم و به وسیله یونهای مثبت نقره بارهایی را با الکترود نقره رد و بدل می کند . با استفاده از روابط قبلی مقدار این پتانسیل برابر خواهد بود با :
E(Ag_AgCl) = E0(Ag_AgCl) – RT * Ln(C(Cl))/F
که بخش آخر این رابطه تنها به فعالیت یون کلر و درجه حرارت محیط بستگی دارد . بستگی این ولتاژ به غلظت یونهای کلر باعث می شود که ولتاژ مزبور کاملا" مشخص و پایدار باشد و چنانچه اختلالی مانند دور شدن یکباره یونهای کلر ونقره رخ دهد این یونها بلا فاصله بوسیله پوشش رسوبی الکترودها جایگزین می شوند و الکترود پایدار خواهد شد .
هنگامی که دو الکترود به ورودی آمپلی فایر متصل شوند ولتاژی به نام ولتاژ افست در ورودی مشاهده می شودکه با توجه به ضعیف بودن سیگنالهای بیو الکتریک نسبت به ولتاژ مذکور باید به وسیله تنظیم آمپلی فایر بر این ولتاژ فایق شویم . همچنین به علت ایده آل نبودن آمپلی فایر مقداری از ولتاژ نیم سلولی با بهره مشترکAc در خروجی ظاهر می شود . بنا براین باید از مداری تقویت کننده ای استفاده نمود که دارای CMRR بسیار زیاد باشد .
محل قرارگیری الکترودها :
یکی از الکترودها بر روی شکم عضله که دارای بیشترین دامنه EMG است و الکترود دیگر نزدیک تاندون نصب می شود . فاصله بین دو الکترود نیز باید بین 2 تا 3 سانتیمتر باشددر عضله ای
که قطع شده باشد بزرگترین دامنه EMG بین و کمی بالاتر از محل قطع شدگی وجود دارد . عضله قطع شده باید به وسیله جراحی به یک جا بسته شده باشد .
در شکل 2-1 نحوه الکترودگذاری بر روی بازو را نمایش می دهد الکترودها را تاحد امکان باید نزدیک به هم قرار داد و اگر از الکترود رفرنس استفاده می شود ، الکترود رفرنس بر روی مچ دست قرار می گیرد.
شکل 2-1- نحوه الکترود گذاری
بررسی انواع الکترود :
الکترودهای صفحه فلزی : این نوع الکترود از یک هادی فلزی در تماس با پوست تشکیل شده است . یک نوع از آن عموما" برای ECG در دست و پا استفاده می شود که شامل یک صفحه فلزی پهن است که به شکل قطعه استوانه ای شکلی خم شده است . پایه ای روی سطح خارجی آن و نزدیک به انتهای آن قرار داده می شود . از این پایه برای اتصال سیم لید به ECG استفاده می شود . شکل 2-2 نمایی از این الکترود را نشان می دهد :
شکل 2-2- الکترود صفحه فلزی که برای عضوها به کار می رود .
نوع متداول دوم الکترود صفحه فلزی ، دیسک فلزی است که سیم لید از پشت به لحیم یا جوش داده شده است . از این نوع الکترود برای ثبت ECG در ثبتهای طولانی مدت به عنوان الکترود سینه ای استفاده می شود. شکل 2-3 نمایی از این الکترود را نشان می دهد :
شکل 2-3- الکترود صفحه فلزی که با نوار جراحی استفاده می شود .
در این موارد الکترودها معمولا" از دیسکی نقره ای ساخته می شوند و یک لایه از کلرید نقره روی سطح تماس خود دارد .به منظور ایجاد و حفظ تماس ، این الکترود با ژل الکترولیت پوشانده شده و به قفسه سینه بیمار فشار داده می شود . استفاده از این نوع الکترود برای ثبتهای سطحی EMG متداول است . شکل 2-4 نمایی از این الکترود را نشان می دهد :
شکل 2-4- الکترود های فوم پد یک بار مصرف ، اغلب با دستگاههای مونیتورینگ استفاده می شوند .
در ثبت EMG ، از فولاد ضد زنگ پلاتینوم یا دیسکهای صفحه طلایی استفاده می شود تا احتمال وارد شدن در واکنشهای شیمیایی با عرق یا ژل به حداقل برسد . الکترودهایی که در نمایش EMG یا EEG استفاده می شوند ، از لحاظ قطر کوچکتر ازالکترودهای استفاده شده در ECG هستند .
الکترودهای مکشی ، نوعی از الکترودهای صفحه فلزی است که نیازی به ماده چسبناک و یا تسمه برای نگه داشتن آن در سر جایشان ندارند . از این نوع الکترود در ثبتهای سینه ای در ECG استفاده می شود ، زیرا می توانند در محل های از قبل تعیین شده از طرف پزشک قرار داده شوند.
. شکل 2-5 نمایی از این الکترود را نشان می دهد .
شکل 2-5 – نمونه ای از الکترودهای مکشی
این نوع اکترود از یک فلز استوانه ای شکل خالی تشکیل شده اند که تماس پوست را در قاعده استوانه انجام می دهند . با وجود بزرگی الکترود سطح تماس واقعی آن کوچک است که ممکن است که ممکن است ایجاد حساسیت و سوزش بکند و همچنین نسبت به الکترودهای انواع دیگر امپدانس منبع بالاتری از خود نشان می دهند .
نوعی دیگری از ا لکترود ها ، الکترود های سوزنی دا خل ما هیچه ای هستند که مانند ا لکترود های سطحی با وا سطه پوست_ الکترولیت درگیر نمی باشند و هیچ نوع ژل ا لکترولیتی لازم نیست تا این وا سطه را نگه دارد ، زیرا مایع خارج سلولی این وظیفه را ا نجام می دهد . ا لکترود سوزنی شا مل یک سوزن جا مد است که بدنه آن با پوششی عا یق می شود و فقط نوک آن در معرض تماس قرار می گیرد . سیم لید به ا نتهای دیگر سوزن متصل می گردد و این ا تصا ل در پوششی پلاستیکی قرار داده می شود تا ا ز آن محا فظت کند . این نوع الکترود معمولا" در EMG مورد استفاده واقع می شود و الکترود در عضله خا صی قرار داده می شود و EMG آن عضله به تنهایی ثبت می شود.
. شکل 2-6 نمایی از این الکترود ها را نشان می دهد:
. شکل 2-6- نمایی از الکترود های سوزنی
اگر از EMG برای تعیین سطح فعالیت عضله استفاده گردد ، سیگنال خروجی الکترود سوزنی مناسب نیست ، زیرا تنها بیانگر فعالیت دسته کوچکی از فیبرهاست و درباره فعالیت کلی عضله اطلاعاتی را در اختیار نمی گذارد . همچنین ثبت سیگنال با الکترود سوزنی به علت دردآورد بودن مناسب نیست .
نکات مهم در مورد استفاده از الکترودها :
برای دریافت سیگنال از سطح پوست نیاز به الکترود داریم . و همانطور که اشاره شد در هنگام دریافت سیگنال یک نیم پیل ایجاد می گردد که مقدار پتانسیل آن به جنس الکترود بستگی دارد . لایه چسبیده به لایه مرده روی پوست لایه نازکی با مقاومت 50 کیلو اهم بر سانتیمتر مربع است که هنگام تماس پوست با الکترود در دو طرف آن 30 میلی ولت اختلاف پتانسیل به وجود می آید ، وقتی که پوست کشیده می شود این اختلاف پتانسیل به 25 میلی ولت می رسد ، این تغییر 5 میلی ولتی تحت عنوان اغتشاش حرکتی شناخته می شود . با سمباده نرم بر روی پوست می توان این لایه را از بین برد و این تغییر پتانسیل را به مقدار ناچیزی کاهش داد . ترمیم کامل این لایه 24 ساعت به طول می ا نجامد که با استفاده از ژل حا وی 9 درصد کلرور سدیم می توان این زمان را به تعویق ا نداخت . منبع دیگری که تولید اغتشاش حرکتی می کند محل تماس الکترودها با الکترولیت است ، در این مکان یک دو لایه الکتریکی (Double Layer) از یونهای مثبت و منفی ایجاد می شود ، هر گونه تغییر در این لایه ها ایجاد اغتشاش می کند ، استفاده از الکترود با پوشش کلر و نقره این اغتشاش را به مقدار قابل توجهی کاهش می دهد . و اما عبور جریان از الکترود از سه طریق در پتانسیل نیم پیل اثر می گذارد :
1. مقاومت الکتریکی الکترولیت
2. تغییر در غلظت یونی در اطراف الکترود
3. تغییر در مقدار فعالیت یونها
با توجه به مسایل ذکر شده رعایت نکات زیر به منظور دریافت یک سیگنال قابل قبول از سطح پوست توصیه می شود :
1. محل قرار گرفتن الکترود توسط الکل یا مواد دیگر از هر گونه آلودگی کاملا" پاک شود .
2. برای بهبود هدایت الکتریکی بین پوست و الکترود از ژل مناسب در زیر الکترود استفاده شود .
3. برای از بین بردن اثر پتانسیل نیم پیل از الکترودهای هم جنس و کاملا" مشابه استفاده شود .
4. الکترودها را در پایدار ترین وضعیت ممکن و در موقعیت مناسب بر روی پوست قرار دهید .
5. برای انتقال سیگنال از الکترود به تقویت کننده از کابلهای شیلد شده مخصوص استفاده شود .
فصل سوم
سخت افزار پروژه
تقویت اولیه سیگنال
اولین طبقه بعد از الکترودها ، تقویت کننده سیگنال حیاتی است . با توجه به ماهیت تفاضلی سیگنالهای حیاتی و وجود نویز تداخلی 50 هرتز برق شهر به صورت مشترک بر روی الکترود ، استفاده از تقویت کننده تفاضلی برای تقویت سیگنال الزامی است . استفاده از قطعاتی نظیر ترانزیستور برای ساخت و طراحی چنین تقویت کننده ای با توجه به نویز عناصر و گسترده شدن مدار و نویز پذیر شدن آن مطلوب نیست . در این بخش به طراحی تقویت کننده های تفاضلی که در آنها از OPAMP استفاده شده است ، پرداخته می شود .
در شکل 3-1 ساده ترین تقویت کننده تفاضلی نشان داده شده است ، ولتاژ خروجی این تقویت کننده از رابطه زیر قابل محاسبه می باشد :
شکل 3-1- ساده ترین تقویت کننده تفاضلی
در رابطه فوق اگر باشد ، خواهیم داشت :
البته این طرح فاقد ویژگیهای مورد نیاز برای تقویت کننده های سیگنال حیاتی است زیرا امپدانس ورودی وCMRR آن کم است و از این رو مفید نمی باشد .
شکل 3-2 طرح دیگری از تقویت کننده سیگنال حیاتی را نشان می دهد :
شکل 3-2- تقویت کننده سیگنال حیاتی با استفاده از دو opamp
همانطوری که مشاهده می کنید در این طرح از دو OPAMP استفاده شده است.درصورت ایده آل بودن OPAMP ها و برقراری رابطه زیر بهره مشترک صفر شده و CMRR بینهایت می شود :
در این صورت بهره دیفرانسیلی برابر خواهد بود با :
در عمل CMRRتقویت کننده فوق به نسبت درصد خطای مقاومتها و نیز بهره تفاضلی مدار بستگی دارد و با تقریب خوبی از رابطه زیر بدست می آید :
که دقت مقاومتها tolr در این رابطه برحسب درصد جایگزین می شود .
به دلیل کاربرد های زیاد تقویت کننده ابزار کننده دقیق مجموعه عناصر مداری مورد نیاز توسط برخی از تولید کنندگان مدارات مجتمع در یک بسته قرار گرفته و به عنوان تراشه تقویت کننده ابزار دقیق عرضه شده است . به دلیل دقت زیادی که در تشابه opamp ها و مقادیر عناصر مقاومتی این نوع از تقویت کننده ها به کار می رود . آ ن ها را برای استفاده در طبقه اول تقویت کننده سیگنال حیاتی مناسب می کند . یکی از تراشه های مطلوب در این زمینه AD620 ساخت کارخانه ANALOG DEVICE است . مشخصات این قطعه به شرح زیر است .
1- مقاومت ورودی حالت تقویت تفاضلی و مشترک 10 گیگا اهم
2- جریان بایاس ورودی .5_2 نانو آم|ر است .
3- ولتاژ افست 125_30 میکرو ولت با تغییرات .1_.3 میکرو ولت بر در درجه سا نتیگراد برای بهره های 10_200 مقدار CMRR بین 93_130 دسی بل است
4- تنها با استفاده از یک مقاومت خارجی مقدار گین کنترل تنظیم می شود.
5- در مقابل تشعشعات نویز خارجی حفاظت شده است .
فیلترهای مدار
امواج الکتریکی قابل ثبت در ماهیچه , بسیار ضعیف بوده و درحدود 10 تا 1000 میکرو ولت دامنه دارند . این امواج با امواج ناشی از نویزهای محیطی که ممکن است دارای ولتاژهایی به مراتب بزرگتر از EMG باشند ،مخلوط می شوند. به طور مثال میدان الکتریکی برق شهر که عامل نویز 50 هرتز است ولتاژی به اندازه چند میلی ولت دارد و پتانسیل نیم پیل الکترودها ، حتی از این هم بیشتر است . پس برای اینکه این امواج نتوانند در سیگنال اصلی ما تاثیر بگذارند باید از فیلترهای مناسب در کنار تقویت کننده ها استفاده نمود .
با توجه به دامنه نویزهای فرکانس پایین وپتانسیل نیم پیل الکترودها ، بلافاصله بعد از تقویت کننده اولیه که تمام این سیگنالها را تقویت می کند ، باید فیلتر بالا گذر اینگونه نویزها را حذف نماید ، در غیر اینصورت این سطح DC ، تقویت کننده طبقه بعدی را به اشباع می برد .
طراحی فیلتر بالاگذر
برای حذف نویزهای فرکانس پایین ، ناگزیر به استفاده از فیلتر بالا گذر هستیم . شکل 3-3 فرم کلی یک فیلتر بالا گذر اکتیو (استفاده از آپمپ در طراحی آن) را به تصویر کشانده است :
شکل 3-3- فیلتر بالا گذر
شکل3-4- پاسخ فرکانسی فیلتر بالا گذر
فرم کلی فیلتر بالا گذر درجه دوم به صورت زیر می باشد :
از حل فرکانسی مدار فوق از قضیه اساسی مدار تابع تبدیل(انتقال) این مدار به صورت پارامتری محاسبه می شود :
که از مقایسه تابع تبدیل فوق با فرم کلی فیلتر درجه دوم مقدار ضرایب و ثابتها و به دنبال آن مقدار عناصر مدار محاسبه می شود.
این فیلتر را به شکل باترورث و با مقدار b = و با انتخاب C1= C2 برابر با یک میکروفاراد برای فرکانس قطع پایین 25 هرتز طراحی می کنیم ، مقادیر R1,R2بعد از انجام محاسبات به صورت روبرو به دست آمدند : R1 = 18k , R2 = 98k
طراحی فیلتر پایین گذر
برای حذف نویزهای فرکانس بالا ، ناگزیر به استفاده از فیلتر پایین گذر هستیم . شکل 3-4 فرم کلی یک فیلتر پایین گذر اکتیو (استفاده از آپمپ در طراحی آن) را به تصویر کشانده است :
شکل3-5 فیلتر پایین گذر
شکل3-6 پاسخ فرکانسی فیلتر پایین گذر
فرم کلی فیلتر پایین گذر درجه دوم به صورت زیر می باشد :
از حل فرکانسی مدار فوق از قضیه اساسی مدار تابع تبدیل(انتقال) این مدار به صورت پارامتری محاسبه می شود :
که از مقایسه تابع تبدیل فوق با فرم کلی فیلتر درجه دوم مقدار ضرایب و ثابتها و به دنبال آن مقدار عناصر مدار محاسبه می شود :
این فیلتر را به شکل باترورث و با مقدار b = و با انتخاب C2 = 1uF وk R1=100اهم برای فرکانس قطع پایین 20 هرتز طراحی می کنیم. مقادیر R2,C1 بعد از انجام محاسبات به صورت روبرو به دست آمدند :k R2 = 100اهم و C1 = 2.2uF
مدار تقویت کننده ثانویه
در شکل 3-5 نمای تقویت کننده ای آمده است ، همانطور که مشاهده می کنید در مسیر فیدبک از مقاومت متغیر برای اعمال ضریب بهره های متفاوت به سیگنال استفاده شده است :
شکل3-6 مدار تقویت کننده
طراحی فیلتر میان نگذر
بعد از طراحی فیلتر پایین گذر و بالا گذر برای حذف نویز 50 hz برق شهر از یک notcsh filter استفاده می کنیم
=
و
با مقایسه این رابطه با تابع تبدیل کلی یک فیلتر میان نگذر یعنی :
خواهیم داشت :
به منظور توانایی تغییر مدار سیستم کنترل زیر را در نظر می گیریم :
سیستم مشابه فوق در زیر مشاهده می شود . با جایگزین ساختن مقادیر در رابطه بدست می آید.
و
با مقایسه تابع بدست آمده با تابع کلی نتیجه می گیریم که :
ضریب کیفیت Q (حاصل تقسیم فرکانس مرکزی تقسیم بر پهنای باید ) این فیلتر با بهره A رابطه دارد وبدون
اینکه بر فرکانس مرکزی تاثیری بگذارد قابل تنظیم است . تابع تبدیل فیلتر به این صورت است .
وفرکانس مرکزی این فیلتر از رابطه زیر محاسبه می شود :
با توجه به این رابطه دیده می شود که هر چقدر A به یک نزدیکتر شود پهنای باند حول فرکانس مرکزی کوچکتر ودر نتیجه Q بزگتر می شود . البته از طرف دیگر مقدار تضعیف نیز کم می شود.
شکل 3-7 فیلتر میان نگذر
شکل3-8 پاسخ فرکانسی فیلتر میان نگذر
ایزولاسیون
برای دریافت سیگنال های حیاتی ( سیگنال های قلبی وماهیچه و…..) و نیز برای ثبت ونمایش آن ها ازتجهیزات پزشکی استفاده می شود. از آنجا که برای استفاده از این دستگاه ها بیمار در تماس مستقیم با دستگاه است بران حفظ سلامتی وایجاد امنییت بیماردر برابر برق گرفتگی باید این دستگاه ها را ایزوله طراحی کنیم تا از برق گرفتگی بیمار درحین استفاده از این دستگاه ها جلو گیری کنیم . برای داشتن طراحی سیستم ایزولاسیون که مفید فایده باشد باید
تعریف صحیحی از ایزولاسیون داشته باشیم . ایزولاسیون را اینگونه تعریف می کنیم :
تبدیل انرژی الکتریکی به صورت دیگری از انرژی(مانند نور ویا شار مغناطیسی ) و باز پس آن در خروجی به صورت انرژی الکتریکی وبهتر است بگوییم که نبودن هیچ گونه رابطه اهمی بین ورودی و خروجی
در ایزولاسیون صورت دوم انرژی مانند سد محکمی رابطه ورودی خروجی قطع می کند. اما این برای داشتنیک سیستم ایزوله مطلوب کافی نیست . برای داشتن سیستم ایزوله باید هر گونه مسیر بازگشت سیگنال را سد کنیم وامکان ایجاد حلقه زمین درسیستم را از بین ببریم . به این منظور باید زمین دو طرف (ورودی وخروجی )را متفاوت اتخاب کنیم . انتخاب زمین های متفاوت امکان داشتن یک سیستم ایزوله مطلوب را برای ما فراهم می کند . بدین منظور مدارات قبل از اپتوکوپلر را با باتری و مدارات بعد اپتوکوپلر را با منبع تغذیه , تغذیه کردیم.
ما در این پروژه برای ایجاد یک سیستم EMG ایزوله از یک optocouplerخطی به نام IL300 استفاده کردیم . که شماتیک مدار نحوه استفاده از آن در صفحه بعد آورده شده است .
IL300 شامل یک LED است که با دو فوتو دیود PIN کوپل شده است . فوتو دیود ی که به پایه های
(3,4 ) یک سیگنال فید بک که به وسیله آن جریان LED ومتعاقبا شدت نور آن کنترل می شود تولید می کند. فوتو دیود دیگر که به پایه های (5,6 ) در سمت خروجی اپتوکوپلر قرار دارد که نور LED را دریافت می کند سپس جریان آنIP2 با جریان IP1 تغییر می کند . با استفاده از منحنی IP1 بر حسب IF در پیوست موجود می باشد. (جریان LED ) رابطه خطی IP1 = IF * K1 بدست می آید که k1 را سروگین می نامیم . اگر دو فوتو دیود مثل هم باشند
منحنی IP2 بر حسب IFمانند منحنی IP1 بر حسب IF خواهد شد پس داریم . K2 = IP2 / IF که K2 را گین مستقیم خروجی می نامند . گین انتقال یعنی K3 هم بدین صورت تعریف می شود . K3 = K2 / K1 نحوه عملکرد این اپتوکوپلر را با یک مدار ساده برای Vin مثبت توضیح دهیم . در ابتدا فرض می کنیم 0 = Va = Vb اگر یک V+ به Va اعمال شود خروجی opamp به سمت اشباع مثبت رفته و بدین ترتیب LED در بایاس مستقیم قرار می گیرد ونور تابش می کند این نور باعث می شود جریان IP1 در فوتو دیود ایجاد شود وv+ , Vb = R1 * IP1 را ایجاد می کند و opamp به اشباع منفی می رود . وقتی Vb = Va شد .
جریان LED کاهش می باید و بدین ترتیب مدار در شرایط کنترل حلقه بسته پایدار قرار می گیرد با توجه به معادلات زیر داریم : Vin = Vb = Va = IP1 = IF * K1 * R1 و IF = Vin / (k1 * R1) (1) که این معادله رابطه خطی بین جریان LED ورودی را نشان می دهد از طرفی در سمت خروجی داریم :
Vout = IP2 * R2 = – K2 * R2 → IF = -Vout / ( k2 * R2 ) (2)
(1) , (2) → Vout / Vin = (-k2 * R2 ) / ( K1* R1) = K3 * R2/R1
شکل 3-9 مدار داخلی IL300
برای خطی بودن وحذف نویز از تقویت کننده زیر استفاده می کنیم که رنج ورودی آن +1,-1 ولت وگین آن یک می باشد.
شکل 3-10مدار داخلی IL300
فصل چهارم
کارت صوتی
پس ازاخذ سیگنال و تقویت و حذف نویز آن توسط مدار آنالوگ , سیگنال حاصل را به ورودی کارت صدای کامپوتر اعمال می نماییم .
کارت صوتی کامپیوتر در پشت case کامپیوتر دارای سه connectorمجزا از هم است . اولین آنها خروجی مربوط به بلندگوهای کامپیوتر ویا speaker های آن است , که از این طریق کارت صدا اطلاعات خوانده شده از فایلهای صوتی و یا ورودی های کارت صدا را تبدیل به سیگنال آنالوگ نموده و به بلندگوها اعمال می کند . این سیگنال خروجی در داخل بلندگو نیز تقویت ولتاژ و جریان شده و توسط دیافراگمی به کار مکانیکی و در نهایت به صوتی که کاربر آن را درک می کند تبدیل می گردد . این connector به رنگ سبز در پشت case مشخص است . دومین connectorکه آبی رنگ می باشد به نام ورودی line in معروف است . از این ورودی کارت صدا منتظر دریافت سیگنالی به شکل ولتاژ می باشد , و بنابراین از این ورودی می توان سیگنال تهیه شده توسط مدار آنالوگ پروژه را به کارت صدا اعمال نمود . از این ورودی همچنین خروجی باندهای دستگاههای پخش صوت را به کارت صوتی اعمال می کنند و انواع پردازشهای نرم افزاری را بر روی این سیگنال قابل اعمال می باشد . connector سوم که صورتی رنگ است فقط مخصوص ورودی میکروفن می باشد . از این ورودی کارت صدا منتظر دیدن مقاومت می باشد , چرا که مدار داخلی ورودی به گونه ای می باشد که به مدار خارجی جریانی اعمال نموده و ولتاژ دو سر مقاومتی را که می بیند تقویت می کند . بنابراین هنگام استفاده از کارت صوتی در این پروژه باید توجه داشت که به این ورودی ولتاژ یا به عبارت بهتر توان اعمال نگردد . در این پروژه از این ورودی به منظور تست نرم افزار پروژه و سا لم بودن و یا تنظیم بودن کارت صدا استفاده شد .
کارت صدا سیستم کامپیوتری نویسنده این پروژه با شماره CMI-8738/PCI می باشد که شکل 4-1 قسمتهای داخلی این کارت صدا را به عنوان نمونه به صورت بلوک دیاگرام نمایش می دهد :
شکل 4-2- ساختار داخلی کارت صدا
همانطور که ملاحظه می کنید ورودیهای line in /cd/aux in وغیره به صورت مستقیم و ورودی میکروفن همانطوری که اشاره شد بعد از عبور از یک تقویت کننده به ترکیب کننده سیگنال آنالوگ (Analog Mixer) وارد شده و بعد از آن به قسمت (16-bit CODEC) وارد می شود . این قسمت شامل یک A/D شانزده بیتی است که حداکثر فرکانس نمونه برداری آن 44100 هرتز است و همینطور یک D/A شانزده بیتی می باشد . اطلاعات آنالوگ از طریق A/D در این قسمت به اطلاعات دیجیتالی که برای پردازنده قابل فهم است ، تبدیل می شود . اطلاعات دیجیتالی پردازنده نیز توسط D/A در این قسمت به اطلاعات آنالوگ تبدیل شده وبه قسمتهایRear L/Rیعنی جفت پخش کننده های چپ و راست صوتی که connector آنها در قسمت عقبی case واقع است و همینطور به center/Bass پخش کننده های صوتی که بعضی از کامپیوترها دارند و همینطور بعد از عبور از یک بافر به هدفون جلویی case منتقل می شوند . اطلاعات ورودی دیجیتال شده بعد از عبور از واحدهای Legacy audio و مدار واسطه ای به باس PCI فرستاده می شود . کارت صدا می تواند اطلاعات خوانده شده از پورت دسته بازی را به باس PCI انتقال دهد ، بعضی از کارتهای صوتی نیز می توانند اطاعاتی را به مودم ارسال و دریافت نمایند .
در جدول شکل 4-2 خلاصه ای از خصوصیات صوتی سازگار با کارت صدا آورده شده است ::
به طور خلاصه بلوک دیاگرام مدار آنالوگ به این گونه است :
فصل پنجم
مدل سازی سیستم های بیولوژیک
مدل سازی یکی از جنبه های مهم اغلب مطالعات مهندسی پزشکی است . مدل عبارت است از نمایش ساده شده ی اشیا و سیستمها و به همین دلیل جزء مهمی از زندگی روزمره نیز به شمار می رود.
مدل تبدیل عبارت های ریاضی به وضعیتهای واقعی را ممکن می سازد .هر گاه مسئله ای بزرگ بسیار پیچیده یا دور از دسترس باشد یا هنگامی که به دقت محاسباتی نیاز باشد از مدل استفاده می شود.
برای هر سیستم مدلهای بسیاری وجود دارد. ساده ترین مدل معمولا قابل استفاده ترین مدل است اما مدلهای پیچیده تر دقیقترند. مهندسان اغلب ساده ترین مدل مناسب برای مطالعه را انتخاب می کنند.
با توجه به محدودیت دانسته های فیزیولوژیک مدلسازی سیستم کنترل عصبی عضلانی شیوه مناسبی برای شناسایی قوانین حاکم بر انها می باشد .برای انجام مدلسازی ابتدا یایستی نوع مدل مورد نظر را انتخاب نمود.مدل می تواند انطباق ورودی و خروجی را تضمین نماید و یا متضمن واکنش های داخلی یک سیستم نیز باشد.از طرفی می توان مدل را برای حالت استاتیک یا حالت دینامیک سیستم ارائه نمود.
وقتی سیستم مورد نظرپیچیده است بهتر است ان را به تعدادی زیر سیستم تقسیم نمود و هر کدام را به طور جداگانه مدلسازی نمود و انگاه این زیر سیستم های حیاتی را در کنار یکدیگر قرار داد. البته باید توجه داشت که در سیستم های حیاتی سینرژی و روح حاکم بر سیستم نقش اساسی در عملکرد سیستم دارد و بایستی در تمامی مراحل مدلسازی مد نظر قرار گیرد.از طرفی سیستم های حیاتی نمونه ی بارزی از سیستمهای سیبرنتیک است که در ان اجزای سیستم دارای ساختار متغیر بوده و به شدت تحت تاثیر عوامل محیطی هستند و کنترل کننده ی انها دارای خواص خود سازمان دهی خود تعمیری و یادگیری ویژه هی می باشد.
در شناخت سیستم کنترل حرکتی خصوصا در انسان بزرگترین مشکل دسترسی مستقیم به ورودی و الگوهای اصلی سیستم است و اساسا با تحریک این سیستم نمی توان ارتباط های فعال اجزای ان را مورد بررسی قرار داد. مشکل دیگردر شناسایی و مدلسازی ماهیت یک سیستم حرکتی وجود پس خوراند های زیادی است که متنوع متعدد و پیچیده و دارای مکانیزم های خاص عملکردی است. لکن در این گونه مطالعات هر دو نکته باید به نحوی در ارائه ی مدل مد نظر قرار گیرد.
مدل سازی دینامیک ایزومتریک ساعد
برای ورود به بحث مذکور ابتدا توضیحاتی راجع به حرکت ایزومتریک , ساعد و بازو و ارتباط عضلات بازو با حرکت ساعد ارائه می دهیم.
انقباض ایزومتریک و ایزوتونیک
انقباض ماهیچه در صورتی ایزوتونیک است که طول ماهیچه تغییر کند. چنانچه انقباض ماهیچه به علت مقاومت شدیدی که در برا بران وجود دارد نتواند طول ماهیچه را کم کند از نوع ایزومتریک است. نگاه داشتن یک وزنه بدون حرکت دادن ان نتیجه ی انقباض ایزومتریک و حرکات بدن از نوع ایزوتونیک است.
سا عد FOREARM
ساعد توسط یک لایه فاسیای عمقی احاطه شده است که به پریوست کنار خلفی استخوان اولنا متصل می شود . این غلاف فاسیایی همراه با غشا بین استخوانی و تیغه های فیبروز بین عضلات مجاور می باشد .
عضلات ساعد عبارتند از(شکل2-2):
1- عضله درون گرداننده گرد (سرهومرال – سراولنار)
2- عضله خم کننده مچی زندزبرینی
3- عضله کف دستی دراز
4- عضله خم کننده مچی زندزیرینی (سرهومرال ـ سراولنار)
بازو UPPER ARM
بازو بوسیله غلافی از فا سیای عمقی احاطه شده است . در د و تیغه فاسیایی یکی در داخل و دیگری در خارج از این غلاف امتداد یافته و به ترتیب به لبه های سوپراکوندیلار داخلی وخارجی استخوان بازو متصل می گردند . بدین وسیله بازو به دو کمپارتمنت قدامی و خلفی تقسیم می شود که هر ناحیه حاوی عضلات شریان ها و اعصاب مربوط به خود می باشد.
عضلات کمپارنت قدامی عبارتند شکل از(شکل2-2):
1-عضله دو سر بازو (سر دراز – سرکوتاه )
2-عضله غرابی – بازویی
3-عضله بازویی
وعضلات کمپارنت خلفی :
4-عضله سه سر (سر دراز – سر خارجی – سر داخلی )
ماهیچه ی دو سر زاویه ی مفصل ارنج را کوچک می کند و ماهیچه ی انتاگونیست ان (سه سر) این زاویه را بزرگ می کند.(شکل 2-1)این دوعضله با جمع کردن و باز کردن بازو باعث حرکت ارنج می شوند.
شکل 2-1
این دو ماهیچه ، ماهیچه های انتاگونیستی بی واسطه اند،زیرا هرگاه یکی از دو ماهیچه جمع شود ،طول دیگری الزاما افزایش می یابد.این ماهیچه ها برای ضد هم عملکردنشان عکس هم عصب دهی می شوند.
a
شکل 2-2
حرکت ایزومتریک ساعد
حرکت ایزومتریک ساعد که با انداختن وزنه در کف دست آغاز می شود دارای دو فاز دینامیک و استا تیک
است .حالت دینامیک بسیار سریع و با جابجایی اندک به صورت نوسانی میرااست.و در حالت استاتیک دست به موقعیت اولیه برگشته و هیچگونه حرکتی ندارد.اگر ورودی سیستم را نیروی وارد بر کف دست در نظر بگیریم خروجی سیستم جابجایی دست است که از روی مشخصات حالت دینامیک ان پارامترهای سیستم را به دست می آوریم. در حرکت ایزومتریک ساعد چون در فاز دینامیک حرکت مقدارجابجایی خیلی کم است عضلات بخش ساعددرگیر حرکت نمی شوند و فقط عضلات دو سر و سه سر بازوکه به صورت اگونیست و انتاگونیست عمل می کنند در پاسخ عضله نقش دارند.
تحقیقات نشان می دهد که اگر نیرو به صورت پله واز بالا به پا یین به کف دست وارد شود و زاویه ی بازو با ساعد 90 درجه باشد می توان از اثر عضله ی پشتی در پاسخ صرف نظر کرد واگرنیرو در جهت عکس و به پشت کف دست وارد شود عضله ی جلویی تقریبا نقشی در پاسخ پله نخواهد داشت.در اینصورت مدلسازی دینامیک ایزومتریک ساعد را می توان به دست اوردن پارامترهای مدل عضله ی دو سر بازو از روی پاسخ پله ای که به کف دست وارد می شود در نظر گرفت.
مطابق شکل(2-3) اگر ساعد را میله ای در نظر بگیریم که وزن وزنه به یک سر ان و جرم دست به مرکز ثقل ان وارد می شود و محل تماس دست با سطح را تکیه گاه در نظر بگیریم اهرم نوع سوم خواهیم داشت که نیروی وارد بر عضله ی دو سر عبارت است از:
وزن وزنه ضرب در فاصله ی وزنه تا تکیه گاه تقسیم بر فاصله ی تکیه گاه تا محل اتصال تاندون با اهرم به علاوه ی وزن دست ضرب در فاصله ی تکیه گاه تا مرکز جرم تقسیم بر فاصله ی تکیه گاه تا محل اتصال تاندون .برای روشن شدن بیشتر مطلب نیرو را برای شکل داده شده حساب می کنیم:
=41 F=
شکل2-3
ولی ما برای ساده سازی دست را به صورت یک سیستم بسته در نظر گرفتیم که نیروی وارد بر کف دست به طور یکسان به همه جای دست وارد می شود.
ماهیچه
اگرسیستم حرکتی انسان را یک سیستم کنترل متداول در نظر بگیریم که دارای کنترل کننده، عملگرو مسیرهای فیدبک می باشد .انگاه نقش اساسی ماهیچه را می توان به عنوان عملگر در نظرگرفت. اگر چه ماهیچه با توجه به ساختار پیچیده ی ان بخشی از وظایف کنترل کننده و مسیرهای فیدبک را نیز بر عهده دارد .
وظیفه ی اصلی ماهیچه تبدیل انرژی شیمیایی به انرژی مکانیکی و تولید نیرو است. اگر چه راندمان این تبدیل انرژی تنها 20 درصد است ولی قدرت ،دقت و کارائی توام ماهیچه در این تبدیل انرژی بسیار شگفت اور است. نیروی مکانیکی ماهیچه تنها در جهت انقباض بوده و بازگشت عضله به طول عادی ان به صورت غیر فعال انجام می شود . در بدن انسان هزاران ماهیچه وجود دارد که انها را می توان به سه دسته تقسیم نمود:
1- مخطط اسکلتی 2- صاف 3- قلبی
از انجا که ماهیچه های صاف و قلبی ، اغلب برای حرکات غیر ارادی و داخلی به کارگرفته می شوند و در سیستم کنترل حرکتی انسان نقش عمده ای ایفا نمی کنند. در ادامه ی بحث تنها عضلات اسکلتی مورد برررسی قرار می گیرد .
در بدن انسان بیش از 500 ماهیچه ی 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 ماهیچه ها توسط فرمان های عصبی که از سیستم اعصاب مرکزی(CNS) می اید کنترل می گردد. نیروی انقباضی حاصل به دو منظور مورد استفاده قرار می گیرد :
1-انقباض و کوتاه شدن ماهیچه برای ایجاد حرکت حول محور رابط 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 انکه با ساختار و عملکرد ماهیچه ونحوه ی کنترل ان بیشتر اشنا شویم توضیحاتی راجع به ساختار و فیزیولوژی ماهیچه ارائه می دهیم.
ماهیچه از واحدهای کالبد شناختی تشکیل شده است که هر یک به نوبه ی خود قابل تقسیم به واحدهای کارکردی هستند.
ماهیچه ی سالم A را می توان به رشته تارهایی به نام رشته های ماهیچهای B تقسیم کرد که این رشته ها را می توان به تک سلول های ماهیچه ای C تقسیم کرد.
سلول ها شامل میوفیبریل D که از ارایش پی در پی ساختارهای تکرار شونده ی یکسانی به نام سارکومر تشکیل شده است. هر سارکومر از یک صفحه یZ تا صفحه ی Z دیگری ادامه دارد و از رشته های پیچیده ی پروتئینی ،میوفیلامان ها(E) ، تشکیل شده است که از مولکول های بزرگ پروتئین میوزین (رشته های ضخیم) یا از مولکول های کوچکتر اکتین (رشته های نازک) به همراه دیگر اجزای پروتئینی تشکیل شده است.(شکل2-4) شکل های F,G,H وI سطح مقطع این رشته ها را در سطوح مشخص شده نشان می دهند. حرکت ماکروسکوپی ماهیچه را می توان با حرکت میکروسکوپی پل های عرضی در مدل رشته های لغزنده ی ماهیچه توضیح داد.
شکل2-4
شکل(2-5) انتقالات مولکولی را که جوابگوی این حرکت اند نشان می دهد. همانطور که در فصلهای قبلی توضیح داده شد ، پالس های الکتریکی از طریق غشائ ماهیچه به داخل سلول هایی با ساختار خاصی به نام شبکه ی سارکوپلاسمی منتقل می شوند. این پالس های تحریک با ازاد کردن سریع کلسیم ، باعث اغاز فرایند زیست شیمیایی می شوند.
شکل2-5
شکل (2-5)نشانگر این واکنش های زیست شیمیایی است که درهنگام انقباض رخ می دهند. این مدل با مطالعه ی دنباله های طولانی ازمولکولهای ضخیم میوزین که به روش های شیمیایی جدا شده
اند، به دست امده است، به طوری که فقط از بخش های سر انزیمی فعال و پل های عرضی ماهیچه ی سالم استفاده شده است. رشته های نازک مارپیچی اکتین از محل صفحه ی Z جدا شده اند اما سالم و کامل اند و مولکول های مکمل خود، تروپونین، را به همراه دارند. همچنین مقدار بیشتری کلسیم برای فرایند انقباض در نظرگرفته شده است .این مقدمات همگی جهت شبیه سازی فرایند حقیقی در ماهیچه ی سالم و تجربه ی ازمایشگاهی موفق در نظر گرفته شده اند. شکل (2-6)عملکرد مکانیکی فرایند زیست شیمیایی در ماهیچه ی سالم را نشان می دهد .
فرایند با ترکیب یک مولکول ATPبا یک سر میوزین که واسطه ی باردار میوزین _ATP را تشکیل می دهد (مرحله ی 1) اغاز می شود . سپس این واسطه به یک مولکول اکتین می چسبد (مرحله ی 2) ترکیب اکتین _میوزین یک سیستم ATPدارتشکیل می دهد که باعث ATP به ADP و یک فسفات غیر الی می شود(مرحله ی 3) در این مرحله ازاد سازی انرژی و تولید حرکت در انقباض ماهیچه ی سالم صورت می گیرند. پس از تجزیه ی مولکول ATP، سر میوزین با مولکول اکتین پیوند می یابد. سپس با ترکیب سر میوزین با یک مولکول ATP جدید ، میوزین از اکتین جدا می شود(مرحله ی 4) و واسطه ی باردار جدید میوزین _ ATP (مانند مرحله ی 1) به وجود می اید و این سیکل مادامی که غلظت کلسیم یا ATP موجود اجازه دهد، ادامه دارد.
شکل2-6
یون های کلسیم فرایند انقباض را کنترل می کنند، تا زمانی که یون های کلسیم موجود نباشد ، تروپونین به واسطه های باردار میوزین _ATP اجازه ی ترکیب با مولکول های اکتین را نمی دهد . فرایند در همان مرحله ی یک متوقف می شود. حالت عادی در حالت استراحت بدین صورت است که ماهیچه برای انقباض اماده است اما از فعالیت بیشتر باز داشته می شود .اعمال یک پالس الکتریکی باعث می شود یون های کلسیم از شبکه ی سارکو پلاسمی در ماهیچه ی سالم جدا شده، با تروپونین ترکیب شوند. بدین ترتیب واکنش متوقف نمی ماند و سیکل انقباض از طریق مراحل4و3و2و1 دنبال می شود پمپ کلسیم در شبکه ی سارکوپلاسمی یون های کلسیم را انتقال می دهد و در نتیجه تروپونین مجددا مانع از انقباض می شود و تجزیه ی ATP متوقف می شود و ماهیچه به حالت استراحت می رسد . اگر تامین ATP برای ماهیچه به پایان برسد واکنش ها در انتهای مرحله ی 3 متوقف می مانند و اکتین با میوزین پیوند می یابد و ماهیچه سفت و سخت می شود و این به جمود و مرگ می انجامد.
مدلسازی ماهیچه
ما تنها به مدلسازی عملکرد مکانیکی ماهیچه می پردازیم و مسیرهای فید بک و کنترل ان مد نظر نمی باشد.مدل های مکانیکی مختلفی برای ماهیچه بیان شده است که ما مدل هیل را انتخاب می کنیم و ان را به عنوان مدل سیستم مان در نظر می گیریم .
مدل مکانیکیHills
ماهیچه در مقابل کشش و یا انقباض یک مقاومت غیر فعال از خود نشان می دهد که از الاسیتسیته تاندون و بافت های همبند داخلی ماهیچه ناشی می شود .در شکل منحنی نیرو_ طول عضله این رفتار غیر خطی ماهیچه را نشان می دهد که می توان ان را با فنر خطی Kمدل نمود که خود شامل فنر خطی تاندون(عضله ی اسکلتی در هر انتهای خود تاندونی دارد که به استخوان می چسبند. نیروی انقباض عضله از طریق تاندون منتقل شده ، تولید حرکت می کند.) Kseو فنر خطی بافت های هم بند داخلی ماهیچهKpe می باشد.
شکل2-7
با توجه به تشریح حرکت پلهای عرضی در قسمت قبل ، حال می توانیم به تشریح نمودار نیرو_طول بپردازیم.
مدل فیلامان های لغزنده روی یکدیگر لازم می دارد که هنگامی که ماهیچه کشیده می شود سطح همپوشانی رشته های ضخیم ونازک کاهش یابد، انچنان که کشش نیز کم شود و این وضع پیش می اید ولی برقرار کردن یک رابطه ی صحیح عددی بین کشش و سطح هم پوشانی مشکل است. برقراری چنین رابطه ای مستلزم ان است که دو کار صورت پذیرد :1- اندازه گیری دقیق طول رشته های نازک و ضخیم و همچنین سطح همپوشانی انها در طول های مختلف سارکومر
2- اندازه گیری های منحنی نیرو _طول که به جای طول کل ماهیچه به دقت به طول سارکومر در شکل 1 مربوط شوند.
هر پالس عصبی که به ماهیچه می رسد،یک نیروی انقباضی در عضله ایجاد می کند که پس از مدت کوتاهی به استراحت بر می گردد.اگر این پالس ها مرتب تکرار شوند جمع زمانی این انقباضات را می توان به عنوان منبع نیروی Ft در نظر گرفت شکل (2-8) که پس از مدت کوتاهی به نیروی تقریبا ثابت F که به نرخ تحریک بستگی دارد رسیده و تا هنگامی که خستگی عارض نشده است در این حد باقی می ماند.
شکل2-8
همچنین ازمایشات نشان می دهد که با ثابت نگه داشتن شدت تحریک عصبی ، میزان نیروی F به طول ماهیچه نیز بستگی دارد. بنابراین در مدل یک منبع نیروی وابسته به طول خواهیم داشت بنابر این اثر نیروی انقباضی و الاستیستیه غیر فعال ماهیچه را می توان به وسیله ی شکل (2-9) مدل کرد.
شکل2-9
اگر چه به نظر می رسد که مدل تکمیل گردیده است ولی ازمایشات نیرو سرعت نشان می دهد که نیروی ماهیچه به سرعت ان نیز بستگی دارد . بنابراین این ازمایش را می توان به وسیله ی یک دمپر با مقدارB مدل کرد .از انجا که میزان تغییرات طول تاندون(عضله اسکلتی در هر انتهای خود تاندونی دارد که به استخوان می چسبند. نیروی انقباض عضله از طریق تاندون منتقل شده ، تولید حرکت می کند.) نسبت به تغییر طول بخش داخلی ماهیچه بسیار کمتر است،این المان به طور موازی با المان های داخلی عضله در نظر گرفته می شود.(شکل2-10)
شکل2-10
بدین ترتیب مدل ماهیچه تکمیل شد.
گام بعدی در مدلسازی به دست اوردن تابع تبدیل سیستم است.همان گونه که قبلا گفته شد منبع Fوابسته به طول ماهیچه است که با در نظر گرفتن شرا یط ایزومتریک مقدار ان ثابت است و با توجه به شرایط تعادلی که ازمایشات در ان انجام می شود از این منبع صرف نظر می کنیم .
اگر ورودی را نیرو و از نوع پله در نظر بگیریم و خروجی را جابجایی دست در اثرپله در نظر بگیریم از روی مشخصات منحنی خروجی می توانیم پارامترهای سیستم را محاسبه کنیم.
تابع تبدیل سیستم عبارت است از :
که اگر ان را با فرم استانداردمقایسه کنیم Aوa,وb عبارتند از:
A=1/kse و B/a=(Kse+Kpe) و b=Kpe/B`
و با توجه به اینکه F(s)=1/S می باشد لاپلاس خروجی یا همان X(s) به صورت زیربه دست می اید:
در نتیجهx(t) برابر است با:
با توجه به خروجی سنسور و اندازه گیری مقادیر زیر می توان a,b,A را محاسبه کرد و با توجه به روابط انها با پارامترهای مدل Kse,Kpe,B به دست می ایند. این مقادیر عبارتند از:
),x(0)x(
که A=x(0) و )= x(
اگر در رابطه یx(t) به جای t مقدار 1/b را جایگزین کنیم خواهیم داشت :
+0.36A)x (1/b)=0.63x(
با معلوم بودن A و )x( مقدار x(1/b) و از روی ان b حساب می شود . با معلوم بودن A وb و)x( مقدار a هم به دست می اید.
سنسور جابجایی
اندازه گیری خروجی مستلزم وجود ابزاری است که جابجایی را اندازه گیری نماید ولی چون جابجایی در این حالت کوچک وغیر خطی است و مدت زمانی که جابجایی در ان اتفاق می افتد بسیار کوچک است از هر وسیله ای نمی توانیم برای این اندازه گیری استفاده کنیم.
یک سنسور،کمیت فیزیکی را به خروجی الکتریکی تبدیل می کند. سنسور فقط باید به شکلی از انرژی که در کمیت وجود دارد پاسخ دهد .سنسور باید با سیستم زنده به روشی در ارتباط باشد که نیاز به اخذ انرژی زیاد نداشته باشد و در عین حال حتی المقدور غیر تهاجمی باشد.
اساس سنسوری که ما برای اندازه گیری جابجایی طراحی کردیم مقاومتی می باشد یعنی جابجایی دست باعث چرخش پتانسیومترومتعاقبا تغییر مقاومت بین پایه های پتانسیومتر می شود.اگر به دو سری که مقاومت بین انها ثابت است ولتاژ اعمال کنیم با جابجایی دست و چرخش پتانسیومتر ولتاژ بین پایه های مقاومت متغیر پتانسیومتر تغییر می کند و بدین ترتیب جابجایی به تغییر ولتاژ تبدیل می شود.
سنسور طراحی شده شامل قسمت های زیر می باشد(شکل2-11):
شکل2-11
1-مولتی ترن 10K
2- میله ی الومینیومی که وسط ان سوراخ شده وولوم مولتی ترن در ان قرار می گیرد
3_ پایه ی الومینیومی که انتهای مولتی ترن بر ان فیکس می شود
4- تکیه گاهی که پایه دران قرار می گیرد و از جنس تفلون می باشد .این تکیه گاه که وزن نسبتا زیادی دارد باعث تعادل سیستم می شود.
5- دو عدد پیچ بلند که در بر انتهای میله ی الومینیومی مهره می شوند
6- دو صفحه ی فلزی که به دو انتهای دو پیچ مهره می شوند.
7- تعدادی وزنه
با وصل شدن همه ی اجزا حالتی ترازو ماننند ایجاد می شود که با بالا پایین رفتن کفه ها ومتعاقبا بالا و پایین رفتن میله پتانسیومتر چرخیده و ولتاژ بین پایه های یک و دوی ان تغییر می کند.
نحوه ی اندازه گیری با سنسور بدین صورت است که ارنج روی تکیه گاه قرار می گیرد(شکل2-12) و ساعد و مچ و کف دست روی تکیه گاه قرار نمی گیرند.سنسور مقابل دست قرار گرفته و در حالتی که دو کفه ی ترازو با وزنه های هم وزن به حالت تعادل هستند یکی از کفه ها را در کف دست قرار می دهیم.با وارد شدن پله به کف دست با توجه به اینکه حرکت ایزومتریک است دست پس از جابجایی های کوچک در مدت زمان اندک به حالت اولیه باز می گردد.با بالا و پایین رفتن دست کفه ی ترازو که در کف دست می باشد بالا و پایین رفته و تعادل ترازو به هم می خورد ومولتی ترن می چرخد.تغییرات ولتاژ خروجی را با کابل مو نو به ورودی کارت صوت اعمال می کنیم .
نکاتی که در استفاده از سنسور باید مورد توجه قرار گیرند عبارتند از :
1- به پایه های 1و3 مولتی ترن ولتاژ 1+ و1- ولت اعمال می کنیم
2- یک پتانسیومتربرای صفر کردن خروجی در حالت تعادل که با مولتی ترن سری می کنیم
3- رابطه ی بین ولتاژ خروجی و جابجایی را محاسبه می کنیم.
شکل 2-12
برای به دست اوردن رابطه ی بین جابجایی و ولتاژ خروجی ابتدا خطی بودن این رابطه را بررسی می کنیم .ملاحظه می شود که به ازای جابجایی های بزرگ سنسور غیر خطی می باشد و به ازای تغییرات زیاد جابجایی ولتاژ خروجی به میزان کمی تغییر می کند اما برای جابجایی های کوچک (در حد یک تا دو سانتی متر) سنسور تقریبا خطی عمل می کند و چون جابجایی که ما اندازه گیری می کنیم از یک تا دو سانتی متر تجاوز نمی کند می توانیم سنسور را خطی در نظر گرفته و با جابجا کردن کفه های ترازو به میزلن معین و کوچک و اندازه گیری ولتاژ خروجی (ولتاژ خروجی در حالت تعادل صفر است.) رابطه ی بین ورودی و خروجی را حساب کرد.
رابطه ی EMG و وزنه ها
مرحله ی بعدی مدلسازی برقراری ارتباط بین نیروی وارد بر کف دست و دامنه ی EMG دو عضله و نیروی ایجاد شده در عضله ها در فاز دینامیک حرکت ایزومتریک ساعد می باشد . با توجه به اینکه انتگرال قدر مطلق(IAV) سیگنال EMG رابطه ی خطی با نیروی متوسط ایجاد شده درعضله دارد می توان با محاسبه یIAV دو عضله حین کم و زیاد کردن وزنه ها نیروی متوسط ایجاد شده در انها را بررسی کرد.
بدین منظور ابتدا خروجی سنسور را به کارت صوت وصل کرده و زمانی که سیستم به حالت نهایی می رسد را به دست می اوریم سپس خروجی EMG دو عضله را به کارت صوت وصل کرده و ازمایش را دوباره تکرار می کنیم و مدت زمان محاسبه شده در حالت قبل را به عنوان duration در نرم افزار وارد می کنیم.
اگر وزنه ها را در کف دست زیاد کنیم چون عضله ی دو سر باید نیروی بیشتری برای حفظ موقعیت دست وارد کند موتور یونیت های بیشتری فعال می شوند و چون EMG سطحی مجموع پتانسیل عمل هاست پس دامنه ی EMG عضله ی دو سرو متعاقبا IAVزیاد می شود.
در مورد عضله ی سه سر باید گفت که این عضله نقش کمی در نگهداری این وزنه ها دارد و عملا در حالت استراحت به سر می برد.در حالت دینامیک حرکت که ماهیچه جابجایی نوسانی میرا شونده دارد برای مدت کوتاهی وارد عمل می شود. پس دامنه ی EMG این عضله تغییرات کمی داردو اندکی زیاد می شود.
فصل ششم
نرم افزار پروژه
بنابراین تا این مرحله اطلاعات A/D کارت صدا از طریق پورت PCI به پردازنده کامپیوتر انتقال یافته است . حال به دنبال راهی می گردیم که این اطلاعات را بتوانیم نمایش دهیم و بر روی ان پردازش انجام دهیم. برای این منظور نیاز است توسط یکی از زبانهای برنامه نویسی که قابلیت برقراری ارتباط با کارت صدا را داشته باشد و برنامه نویسی با آن ترجیحا" ساده باشد این کار را انجام دهیم.
نرم افزاری که ما در این پروژه از ان استفاده کردیم MATLAB می باشد.MATLAB به عنوان یک زبان برنامه نویسی و ابزار دیداری کردن داده , قابلیت های بسیاری در زمینه های مهندسی , محاسبات و ریاضیات دارا می باشد.
هدف ما نمایش سیگنالهای EMG دو بازو به طور همزمان و نمایش خروجی سنسور می باشد. سپس از سیگنال EMG انتگرال قدر مطلق می گیریم و از خروجی سنسور برای مدلسازی استفاده می کنیم.
برای نمایش خروجی سنسور از مد مونوی کارت صوت استفاده می کنیم بدین منظور بااستفاده از کابل مونو ولتاژ را به ورودی کارت صدا داده و در برنامه با دستور addchannel(ai,1) یکی از کانال ها را اضافه می کنیم ولی برای نمایش سیگنال های EMG به طور همزمان از مد استریوی کارت صوت استفاده می کنیم و با استفاده از کابل استریوکه شامل دو رشته ی left وrightشکل(3-1) و شیلد که به زمین وصل می شود می باشد, سیگنال را به کارت صوت وصل می کنیم و با دستور addchannel(ai,2) کانال دیگر را هم برای گرفتن ورودی اضافه می کنیم. قابل ذکر است که نرم افزار رشته یleft را به عنوان کانال یک و رشته یright را به عنوان کانال دو در نظر می گیرد.
شکل 3-1
مواردی که در برنامه باید مشخص شوند عبارت ان از :
1-مدت زمانی که داده جمع اوری می شود(duration).که ما ان رابرای خروجی سنسور 3 ثانیه و برای EMG مدت زمانی که خروجی سنسور قبلا به حالت تعادل رسیده است در نظر می گیریم.
2-نرخ نمونه برداری که با توجه به فرکانس سیگنال های ورودی ,ما 8000 را انتخاب کردیم.
3- triggertype که manual در نظر گرفته می شود.
MATLAB در حالت مونو داده ها را در یک ماتریس 1n و در مد استریو داده ها را در یک ماتریس 2n قرار می دهد.
اولین کاری که پس از نوشتن برنامه انجام می دهیم به دست اوردن مشخصات کارت صوتی است. این کار را با یک سیگنال ژنراتور با دادن سیگنال های سینوسی با دامنه ها و فرکانس های متعدد انجام دادیم. ماحظه شد که کارت صوتی از 20 هرتز تا چند کیلو هرتز را عبور داده و دامنه ی سیگنال ورودی هم تا 1 می باشد.
برای IAV گرفتن از سیگنال EMG کافی است ابتدا از داده ها قدر مطلق گرفته و سپس پنجره هایی به طول ms20یا مضربی از ان(برای حذف نویز برق شهر پنجره ها را به این طول در نظر می گیریم) در نظر می گیریم ومیانگین داده ها را در ان بازه به دست می اوریم.
در بخش مدلسازی هم با خواندن x(0) و)x( از روی منحنی و وارد کردن انها به برنامه و محاسبه ی 0.36A)x (1/b)=0.63x( و خواندن زمان متناظر با ان از روی منحنی b را به دست اورده و سپس a را واز روی انها پارامترهای سیستم را محاسبه می کنیم.
پیشنهادات
• با انداختن وزنه در کفه ی دیگر ترازو نیرو در جهت عکس نیروی قبلی به کف دست وارد شده و در نتیجه عضله ی سه سر وارد عمل می شود. پس با ثبت پاسخ ان می توان عضله ی سه سر را نیز مدل کرد.
• می توانیم اثر جرم را هم در مدل وارد کنیم .جرم به صورت سری با Kse قرار می گیرد. تابع تبدیل این سیستم درجه ی سه با یک صفر می باشد که با تقریب زدن ومحاسبات زیاد می توان ان را تجزیه کردوبه حوزه ی زمانی برد.سپس با fit کردن منحنی خروجی سنسور بر تابع زمانی این پارامترها را محاسبه کرد.
• دربخش رابطه ی سیگنال EMG و وزنه ها می توان رابطه ای بین فرکانس EMG ووزنه ها را هم بررسی کرد.
• از چرخ دنده یا پتانسیو متر با دور کمتر می توان برای بهبود جواب سنسور استفاده کرد.
• در بخش نرم افزاری می توان از یک فیلتر دیجیتال مبان ناگذر برای حذف نویز برق شهر استفاده کرد.
مراجع
1-تری بهیل,مهندسی پزشکی ,ترجمه ی سید محمدرضا هاشمی گلپایگانی, مهیار زرتشتی,مرکز نشر دانشگاهی تهران
2-سید محمد رضا هاشمی گلپایگانی , کنترل سیستم های عصبی- عضلانی
3- هانسلمن – لیتل فیلد, کتاب اموزشی MATLAB , ترجمه ی فرناز بهروزی, انتشارات صنعت گستر
4-ارتور گایتون , فیزیولوژی پزشکی , جلد اول, ترجمه ی دکتر فرخ شادان
5-جان وبستر, تجهیزات پزشکی , طراحی و کاربرد , جلد اول , ترجمه ی دکتر سیامک نجاریان و مهندس قاسم کیانی
6- رسول دلیرروی فرد, فیلتر و سنتز مدار, مرکز نشر دکتر حسابی
7- مهندس حامد ساجدی پایان نامه کارشناسی ارشد , طراحی و پیاده سازی سیستم محل یابی منطقه عصب گیری ساعد با استفاده از EMG سطحی چند کاناله
ضمائم