TDK dolgozat

Intelligens stimulátor rendszer fejlesztése gerincvelő sérültek

rehabilitációs tornájának funkcionális bővítéséhez

Pázmány Péter Katolikus Egyetem

Információs Technológiai Kar

Fodor András

Nagy György

Témavezető: Tihanyi Attila,

Konzulens: Dr. Laczkó József

2011

2

Jelen dolgozat 2011. április 18 – 20.

XXX. Jubileumi Országos Tudományos Diákköri Konferencia

Informatika Tudományi Szekciójában

I. helyezést és Különdíjat ért el.

3

Tartalomjegyzék

1 Tartalmi összefoglaló........................................................................................................... 5

2 Executive Summary ............................................................................................................. 6

3 Bevezetés............................................................................................................................. 8

4 Élettani kitekintés................................................................................................................ 9

5 Ingerlés hatása................................................................................................................... 12

5.1 Stimulációs paraméterek szerepe ................................................................................. 13

5.2 Előforduló technikák...................................................................................................... 17

5.3 Stimulátor fejlesztésnél figyelembevett további jellemzők .......................................... 19

5.4 A fejlesztés során figyelembe vett peremfeltételek...................................................... 22

5.4.1 Készülékünk specifikációja ................................................................................ 22

5.4.2 Orvostechnikai berendezések elektromos követelményei ............................... 22

6 Izomstimulátor felépítése ................................................................................................. 25

6.1 Izomstimulátor vázlat .................................................................................................... 26

6.2 Kimeneti áramkör tervezése ......................................................................................... 26

6.3 Elkészített prototípus .................................................................................................... 27

6.3.1 Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás transzformátoros megoldása......... 27

6.3.2 Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás optikai megoldása.......................... 30

6.3.3 Kimeneti áram szabályozása, PWM megvalósítása........................................... 32

6.3.4 Tápfeszültséget előállító áramkör ..................................................................... 35

6.3.5 Szöghelyzet kalibrálása...................................................................................... 37

7 Elkészült a stimulátor ........................................................................................................ 39

7.1 Mért és származtatott adatok jelentősége ................................................................... 40

8 Programrendszer felépítése .............................................................................................. 43

8.1 Firmeware programja.................................................................................................... 43

8.1.1 Timerek.............................................................................................................. 44

8.1.2 SD/MMC kártya ................................................................................................. 46

4

8.1.3 Adatszerkezetek és stimulációs paraméterek ................................................... 48

8.1.4 Menürendszer, és a stimulátor használata ....................................................... 53

8.2 A gyűjtött adatok kiértékelése ...................................................................................... 56

8.3 Online monitorozás ....................................................................................................... 58

9 Fejlesztési lehetőségek...................................................................................................... 59

9.1 Rövidtávú fejlesztési lehetőségek ................................................................................. 59

9.2 Távlati célok és lehetőségek.......................................................................................... 61

10 Összefoglalás ................................................................................................................. 62

11 Köszönetnyilvánítás....................................................................................................... 63

12 Irodalomjegyzék ............................................................................................................ 64

13 Melléklet........................................................................................................................ 66

5

1 Tartalmi összefoglaló

Bizonyára mindenki találkozott már mozgássérültekkel, akik közúti balesetben,

vízbeugrás következtében vagy munkahelyi baleset során sérültek meg. Az

orvostudomány egyre többet foglalkozik a sérültek rehabilitációjával. A

mozgásképtelen végtagokon az izmok elsorvadnak és a betegek

egészségmegőrzéséhez elengedhetetlen ezek edzésben tartása.

A mai mikroprocesszoros technika lehetővé teszi, hogy elektrostimuláció

segítségével több izmot egymással szinkronizált módon működtessünk, és így

bonyolultabb mozgásformát hozzunk létre. Ezzel a technikával készítettünk egy

műszert, amellyel bicikliző mozgás idézhető elő, így a kondicionálás megoldható. Az

egyenletes és finom mozgás kialakításához a stimuláció több paraméterét kell

páciens specifikusan meghatározni. Beállítandó érték lehet az ingerlő impulzus

alakja, frekvenciája, amplitúdója. A kereskedelemben kapható néhány, erre a célra

kifejlesztett eszköz, de ezek nem elég rugalmasak, kifinomultak (némelyikük nem

használ specifikus bemenő adatokat), nem lehet elég dinamikusan állítani az előbb

felsorolt paramétereket, és emellett igen drágák.

Célunk egy olyan költséghatékony eszköz kifejlesztése, amely megkönnyíti a

kutatók munkáját, valamint a rendszer egyéni használatát. Az általunk készített

stimulátor sokkal több lehetőséget nyújt a frekvencia, az amplitúdó és az

impulzusszélesség beállítására, az egyes beállítások hatásainak visszamérésével

tudjuk segíteni a finom mozgások kialakítását. Egy szöghelyzetadó segítségével

határozzuk meg a csatornák időzítését, a páciensre jellemző adatokat egy

memóriakártyáról lehet beolvasni. Kijelző, nyomógombok és rotary encoder

segítségével valósítottuk meg az ember gép kapcsolatot. Az eszközt kiegészítettük

adatgyűjtő funkciókkal is, amelyek segítségével folyamatosan nyomon tudjuk követni

a betegek teljesítményét és állapotát az edzés alatt. Az adatokat az általunk

fejlesztett szoftverrel elemezhetik az orvosok. Online monitorozást valósítottunk meg,

amely megjeleníti az edzés aktuális jellemzőit, és a távoli számítógépes kapcsolatot

is támogatja.

Ezen felül a mérési eljárásokat alakítottunk ki, megalapozva a további

fejlesztéseket. Nagy előny, hogy non invazív módon valósítjuk meg az ingerlést

valamint az adatgyűjtést, állapotfelmérést. A rendszer rugalmassága és teljessége

lehetővé teszi az önálló edzést, és a paramétereket elküldve a kezelőorvosnak,

folyamatos felügyelet alatt vannak a betegek. Stimulációs és mérőrendszerünk

biztonságos, a klinikai és otthoni alkalmazásban jól használható, egyszerűsíti a

tudományos kutatás alapját képező adatgyűjtést, valamint technikai alapot nyújt olyan

kutatásokhoz, amelyek bicikliző, vagy egyéb mozgásokat szeretnének előidézni

mozgássérültek rehabilitációjának céljából.

6

2 Executive Summary

Everyone surely encountered handicapped persons, who have suffered

injuries in road accidents, in workplace accidents, or diving injuries. Medicine is

becoming more concerned with the rehabilitation of these mentioned victims. The

muscles moulder on the spastic limbs, so it is indispensable to keep them in training

in order to preserve the health of the injuried people. It is resolvable with the help of

electrostimulation to urge the astriction of the stimulated muscles. The

microprocessor technology nowadays allows more muscle to operate in

synchcronization with each other, so it is possible to establish a more complicated

form of exercises. We have created a device with this technology, which can induce a

cyclical move, hereby the conditioning is resolvable. To create the steady and smooth

movement, we have to define specifically the multiparameters of the stimulation.

During the setting process, the determinative values can be the pulse width, the

frequency, and the amplitude. There are a few commercially available, dedicated

devices, but they are not sufficiently flexible, sophisticated (some of them do not use

the specific input datas), and may not be enough to dinamically adjust the parameters

listed above, and are also very expensive. Our main goal is to develop and create a

cost effective tool, that facilitates the work of doctors, researchers, and the individual

use of the system. The stimulator made by us offers a lot more opportunity in order to

adjust the frequency, the amplitude, and the impulse width, and we can help the

performance of the fine movements with the back measuring of the impacts related to

the certain adjustments.With the help of a rotary encoder we define the timing of the

channels, and the patient specific informations can be read from a memory card. The

human machine interface can be established by the display, the push buttons, and a

rotary encoder. The device is completed with data acquisiton capabilities, which help

to keep track of the patient’s status and performance during the training. These are

the following measured datas: workout time, current speed, average speed, the

travelled distance, and the finished work. From these resulted datas we can the

additional attributes can be derived, and these are related to the further trainings.

Besides the parameters of the training it is also very important to monitor the

condition of certain patients. We can register the pulse and the blood pressure. The

doctors can analyze the datas with the help of the software developed by us. Online

monitoring has been carried out, which displays the actual characteristics of the

training, and also supports the connection to a remote computer. In addition, we have

developed measurement procedures, laying the foundations of further improvements.

It is a great advantage, that we realize the stimulation, the data collection, and the

status tacheomatry in a non invasive way. The flexibility and the completeness of this

system allows the self dependent training, and the parameters had been sent to the

7

therapist, the patients are got under a constant supervision. Thus we can do a huge

unbordening from the shoulders of the disabled persons, and their relatives, because

they do not need to travel into a rehabilitation institute every other week, and spend

there a few days. Our stimulation and measurement system is secure, can be used

efficiently in home and clinical usage, simplifies the data collection which is needed to

scientific research, serves as a technical base for such researches, which have the

determinated goal, to induce the cycling or other movements in order that the

disabled persons have a succesfull and clear rehabilitation.

8

3 Bevezetés

Az orvostudomány egyre többet foglalkozik gerincsérültek rehabilitációjával,

ami magában foglalja motoros funkcióik helyreállítását, karbantartását, romlásának

megakadályozását. A mozgásképtelenség kompenzálására egy ígéretes alternatíva,

az izmok közvetlen funkcionális elektromos ingerlése. A funkcionális

elektrostimulációt (FES) elterjedten alkalmazzák egyszerű és összetett

mozgásformák létrehozásához. A világon léteznek már FES-t lehetővé tevő

eszközök, de ezek nem elég kifinomultak, és hiányoznak belőlük olyan tulajdonságok,

amelyek rendkívül hasznosak lennének a kutatóknak. Szabályozási elveket,

algoritmusokat már hazánkban is terveztek gerincsérültek izomingerléssel segített

rehabilitációjához [1]. A komplex matematikai-biológiai szabályozási módszerek

alkalmazásához is szükségesek az elektromos izomstimulációt lehetővé tevő

modern, szabályozható mérnöki termékek.

A jelen dolgozat célkitűzése, gerincsérültek rehabilitációjának céljából

kifejlesztett elektromos izomstimulátor tervezése, megépítése és fejlesztése, valamint

olyan non invazív mérések kialakításában való részvétel, amelyek elősegítik az

otthoni és klinikai alkalmazásokat. Elérjük azt, hogy bizonyos idegrendszeri funkciók

működése nélkül képes legyen a páciens egy speciális ergométert hajtani, önerőből,

külső ingerlés hatására. Az eszköznek számos jótékony hatása van. Az aktív

izommozgás és rendszeres edzés által az izmok nem sorvadnak el, csökken az

izommerevség, az izomerő, az izom kitartása növekszik, hosszabb ideig terhelhető,

javul a keringés és a betegek komfortérzete is jelentősen nő.

Az edzést ergométeren végezi a beteg, így akár otthoni alkalmazás is

megvalósítható. Ezt segíti elő a komplex mérőrendszer fejlesztése is. A rendszer

folyamatosan monitorozza a mozgássérült, így az egészségi állapotának fejlődését

nyomon tudjuk követni.

A dolgozat feltárja a megvalósítás folyamatát. Szabványok elemzését,

különböző áramkörök szimulációját, megvalósítását, tesztelését, a szoftver

felépítését, mérési eredményeket, a működés biológiai magyarázatát, megalapozott

továbbfejlesztési terveket.

9

4 Élettani kitekintés

Ahhoz, hogy egy jól működő, és igazán hatékony műszert építsünk, a

tényleges tervezés előtt tanulmányelemzést végeztünk, és kutattunk különböző

eszközök után, amelyek invazív és non- invazív FES stimulációt alkalmaznak. Fontos

volt továbbá, hogy a biológiai folyamatokat megértsük, és tájékozódjunk a

beavatkozás következményeiről.

A motoros rendszerek feladata a mozgások megtervezése és kivitelezése,

valamint a mozgásban résztvevő izmok, izomcsoportok kontrakciós állapotának

szabályozása. Két fontos rendszere van az emberi mozgás kialakításának, a motoros

kéreg és a kisagy, de rengeteg központ van még, ami vezérli a folyamatokat.

Számunkra most az elsődleges mozgatókéreg (primary motor cortex) a legfontosabb,

ezért csak ezt fogjuk részletezni. Ez a rendszer a homloklebenyben található

közvetlenül a sulcus centralis előtt, a precentral gyrus mentén. A legtöbb innen

kiinduló idegpálya átkereszteződik az agytörzsben, és az ellenkező oldali izmokat

ingerli. Tehát a jobb lábat a bal agyféltekén található motor cortex vezérli. Az agyvelő

különböző területeiről eredő és a gerincvelő szürkeállományában végződő idegrostok

leszálló pályákat alkotnak. Az akaratlagos mozgást az úgynevezett piramispálya

közvetíti, de ennek eredése nem teljesen a kérgi terület, hanem 4. Bordmann-régió, a

6. régió, valamint az érzőkéreg egy kis darabja is ennek részét képezi. [2] A mozgás

kezdeményezése a piramissejtekből indul, és a beidegzett testrészekhez közelebb

lévő mozgató sejtekbe jut, amelyek az agytörzsben vagy a gerincvelőben lehetnek. A

kéregből közvetlenül a gerincvelőbe vezet a tractus corticospinalis, amely nagy része

a nyúlt velő alsó-elülső részében átkereszteződik, és a fehérállomány oldalsó

kötegében halad lefelé, amíg a szürkeállomány hátsó szarvában, vagy az intermedier

állományában lévő interneuronokon keresztül el nem jut az alsó motoneuronokig. Így

már érzékelhetjük, hogy ennek a bonyolult és összetett rendszernek a sérülése

milyen katasztrofális következményeket vonhat maga után. A leszálló pálya léziója

esetén az ingerület nem tud eljutni az alsó motoneuronokig, ezáltal az izmok

aktivitása megszűnik, az izomtónus csökken, és nem tud célirányosan mozogni a

sérült. A válasz arra, hogy miért nem a rendszer felsőbb szintjén szeretnénk

megoldani a stimulációt az, hogy hiába tudnánk aktivizálni a megfelelő agyi

területeket, ha az ingerület nem jutna el a gerincvelői szakadás miatt a perifériákra,

valamint ahogy említettem a mozgás kialakításában több specifikus agyterület vesz

részt. Ezért alsóbb szinten kell a stimulációt megvalósítani.

Magyarországon évente több mint 400 ember szenved gerincvelő-sérüléssel

járó balesetet, számuk folyamatosan nő. Mindannyian látunk naponta és talán a

10

környezetünkben is akadnak olyan emberek, akik ilyen sérüléseket szenvedtek.

Általában nagy ütés a kiváltó ok, leggyakrabban közúti, munkahelyi balesetek,

vízbeugrások. Részleges bénulás jelenhet meg például stroke esetén, ez azonban

nem gerincsérülés.

A gerincsérülteknek két nagy csoportja van, a tetraplégek és praplégek. A

csoportokba sorolást a sérülés lokalitása alapján végezzük. A tetraplégek az alsó és

a felső végtagok mozgatására sem képesek, valamint az érző funkcióik is kiesnek.

Ezek a tüneteket a gerincvelő felső részén (nyaki csigolyáknál) történő sérüléskor

jelennek meg. Paraplégeknél a felső végtagok funkciói épek maradnak, viszont az

alsó végtagok mozgásra képtelenek és nem is éreznek velük. A gerincvelő-sérültek

45%-a paraplég. Minél magasabban történik a trauma, a test annál nagyobb része,

annál több szerve fog rendellenesen működni. A gerincet négy nagyobb szakaszra

szoktuk bontani: nyaki (cervikális), háti (torakális), ágyéki (lumbális), keresztcsonti

(pelvikális).(4.1. ábra) A cervikális felső szakaszának sérülése esetén a kéz

mozgatása többnyire lehetetlen, alsó szakasz esetén a beteg képes a kart mozgatni,

de a kézfej és az újjak ügyetlenebbek. A torakális és az alatti rész sérülése esetén

már nem beszélünk tetraplégiáról, mert a kéz funkciói épek maradnak, viszont a láb,

mozgató és érzékelő működései elvesznek.

4.1. ábra Gerinc szakaszai [3]

11

A harántcsíkolt izmok idegimpulzusokra húzódnak össze és a tónusuk is ezek

beérkezésétől függ. A mozgató ideg az izomhason a perimysiumban fonatot képez,

ez a terület meglehetősen kicsi. Egy-egy gerincvelői vagy agytörzsi mozgató idegsejt

egyetlen idegrostot küld az izomrostokhoz, ami az izmon belül elágazódik, és több

izomroston végződik mozgató véglemezzel. Az egy mozgató idegsejt által ingerelt

izomrostok egyszerre húzódnak össze. Ezek száma 4-től 500-ig terjedhet (az alsó

végtag esetén ez a szám az 500-hoz közelít). Egy mozgató idegsejtet az általa

ellátott összes izomrosttal együtt egy motoros egységnek nevezzük. A stimuláció

során ezeket a motoros egységeket szeretnénk aktivizálni, ezáltal az izmot

kontrahálni.

Meg kell érteni azt is, hogy az elektromos ingerlés hatására mik játszódnak le

a szervezetben helyi szinten, az ingerlés közelében. Elektromos áram hatására az

ideg-izomsejtben létrejövő funkcionális változásokat fogom röviden ismertetni.

12

5 Ingerlés hatása

Az idegsejtek helyes működéséhez elengedhetetlen elemek a Na+, Cl-, K+.

Ezek az elemek alakítják ki a membránpotenciált. Az intracelluláris térben a K+, az

extracelluláris térben a Na+ koncentráció nagyobb. A K+ ionok kisebbek ezért sokkal

könnyebben tudnak diffundálni a sejtmembránon keresztül. Azt, hogy mennyire

könnyen tudnak átjutni a sejtmembránon, a permeabilitással tudjuk jellemezni (a K+

permeabilitása 10-szer nagyobb, mint a Na+-é). A nyugalmi membránpotenciált

ezeknek az ionoknak a koncentráció különbsége alakítja ki, és ezt számszerűleg a

Hodgkin-Katz-Goldman egyenlet adja meg.

P: permeabilitás, c: koncentráció

A nyugalmi potenciál -75mV, ennek fenntartásában az ioncsatornák

segítségével történik. Ezeknek a csatornáknak a sejten belüli ingerület kialakításában

is óriási szerepük van. A legfontosabb a feszültségvezérelt nátrium csatorna, amely

potenciálváltozás hatására kinyit. A stimuláció során ezekre a csatornákra hatunk. Az

ingerléssel szeretnénk akciós potenciálokat előidézni az izmokat irányító

idegsejtekben.

Az idegsejtet érő stimulus hatására a membránpotenciál megváltozik, elkezd

pozitív irányba eltolódni. Ha a külső inger hatására a belső potenciál nem nő meg

eléggé (nem éri el a küszöb szintet), akkor nem történik semmi (csak érzékenyebbé

válik a sejt), nem váltódik ki az akciós potenciál. Amennyiben a feszültség elér egy

küszöböt, akkor megnyílnak a feszültségvezérelt Na+ csatornák, azaz a Na+ ionok

elkezdenek a sejt belsejébe áramlani. Ezáltal a membránpotenciál tovább emelkedik,

amely újabb ioncsatornák megnyitását eredményezi. Így egy lavinaszerű öngerjesztő

folyamat indul be, körülbelül 1ms alatt +40mV-ra növelve a membránpotenciált. (5.1.

ábra) A kialakuló feszültség elektromosan tovaterjed a sejt axonján, ezáltal létrejön az

információtovábbítás. A jelenséget nem lehet a végtelenségig folytatni, ezért rövid

időn belül vissza kell állítani az eredeti állapotot. A reprodukáló folyamatot segítik elő

a szintén feszültségfüggő K+ csatornák, amelyek körülbelül -30mV-nál nyitnak ki.

Ezeken keresztül a K+ elkezd kifelé áramlani a sejtből, és negatív irányba próbálja

eltolni a membránpotenciált. Rövid időn belül a nyugalmi potenciál alá esik a

feszültség, azaz hiperpolarizáció történik, de a K+ csatornák záródása után az

egyensúlyi állapot újra beáll a K+/Na+ pumpák segítségével, amelyek az ATP-ben

13

tárolt energiát használják. Idővel az ionok koncentrációja is helyreáll, és újra

ingerelhetővé válik a sejt.

5.1. ábra Sejten belüli potenciálváltozás stimuláció esetén [4]

5.1 Stimulációs paraméterek szerepe

A Genesis program egy olyan szoftver, amely segítségével modellezni lehet

idegsejteket, rendszereket és azok viselkedését különböző ingerlések hatására.[23]

Röviden ismertetem, hogy milyen hatásokat váltanak ki az eltérő stimulációk az

egyes neuronokban. Ezáltal látható, hogy mennyire fontos az egyes paraméterek

finom pontos állíthatósága és időzítése.

Mint már említettem az áram injekció akciós potenciált (AP) hoz létre az

idegsejtben, ami végig terjed a sejt axonján, majd az axonterminálison keresztül

kontrakcióra készteti az izomszövetet. Ha az ingerlés mértéke nem éri el a

küszöbszintet, akkor nem alakul ki AP. (5.2. ábra) De abban a pillanatban, hogy

átlépjük a küszöböt az amplitúdóval, AP keletkezik.

14

5.2. ábra Membránpotenciál változása küszöb alatti ingerlő impulzus esetén

Rövid ingerlő pulzus esetében egy AP keletkezik. Ha hosszú ideig injektáljuk

az áramot, akkor nem csak egy, hanem egy egész AP sorozat generálódik a sejtben.

(5.3. ábra) Ezt a jelenséget látjuk az alábbi szimulációban.

15

5.3. ábra Nagy illetve kis impulzus szélességű ingerlés hatása

Nem csak pozitív, hanem negatív impulzus esetén is kialakul AP. (5.4. ábra)

A potenciálokat az extracellurális feszültségszinthez képest alakítjuk ki. Ez azért

nagyon fontos tulajdonság, mert ha csak egy fajta polaritással ingerlünk, akkor a

szövetkárosító hatás, mint a bipoláris esetben.. További pozitívum az unipolárissal

szemben az, hogy az elektróda kevésbé korrodálódik, alacsonyabb a

küszöbfeszültség és nem keletkezik hidrátburok.

16

5.4. ábra Bipoláris ingerlés hatása

Figyelembe kell venni az ún. refrakter periódust, ami azt jelenti, hogy rövid

időintervallumon belül nem lehet többször AP-t kiváltani. Ez két dologból adódhat. A

Na+ csatornák inaktivációból való visszatérése még nem fejeződött be, vagy

emelkedett K+ konduktancia tapasztalható, ami miatt nehéz olyan Na+ áramot

produkálni, ami meghaladja a kifelé irányuló K+ áram nagyságát. (5.5. ábra) Ezért

nem érdemes túl nagy frekvenciával ingerelni. Ilyen esetben a stimuláció nem lesz

hatékonyabb, viszont a nagy áram injekció rossz hatással lehet a sejtekre.

17

5.5. ábra Nagy frekvenciás ingerlés hatása

5.2 Előforduló technikák

Az előzőekben tárgyat elvek felhasználásával napjainkban már sok különböző

FES alapú stimulátor kapható. Ez a technika rendkívül elterjedt, például a tv shop

műsorokban szereplő izomfejlesztő eszközök is ilyen elven működnek. Bár ezeknek a

teljesítménye nem elegendő, és ami még fontosabb, a stimuláció egy előre definiált,

felprogramozott, időfüggő ingerlés. Tehát nem mondhatók intelligens eszközöknek,

mert mindig ugyanúgy működnek és a környezet változására nem reagálnak.

18

Egy jóval szűkebb réteget képviselnek a környezet változására reagáló

rendszerek. Ilyenekkel már létre lehet hozni bicikliző mozgást és használják is őket

hasonló célokra. A stimuláció nem időfüggő, hanem a pedál szöghelyzetétől függ.

Előre be tudjuk állítani az adott szöghelyzetre jellemző stimulációt, és annak

megfelelően ingerlődnek az izmok. Ezek a rendszerek már egész jól alkalmazhatók,

viszont az áruk rendkívül magas és a kutató célokhoz nem elég kifinomultak.

Az egyetemen dolgozó professzoroktól és doktoranduszoktól segítséget

kaptunk a specifikáció kialakításában. A tényleges tervezés előtt tanulmányelemzést

végeztünk, és különböző eszközök után kutattunk. Csak néhányat említenénk meg,

amelyeknek a működése és paraméterei hasonlítanak a miénkhez.

RehaStim (Hasomed):

• 4 vagy 8 csatorna

• bipoláris kimenet

• 126mA áramerősség

• 20-500us impulzus szélesség

• 2us kapcsolási idő

• akkumulátoros

RT300-SL:

• 6 csatorna

• bipoláris kimenet

• 140mA áramerősség

• akkumulátoros

Találtunk olyan cikket is, amely egy invazív megoldást ismertet meg az

olvasóval. Patkányok izmait ingerlik beépített elektródákkal. [9] Ez követelményeiben,

és kialakításában különbözik a miénktől, mégis rengeteg hasznos információt

gyűjthettünk. Mivel beültetett rendszer, ezért nagyon alacsony fogyasztású, ami a mi

esetünkben is előnyös. Nem annyira szigorúak a kritériumok, de mi is a gazdaságos

üzemmódot céloztuk meg. Ők egy PIC16C54 típusú mikrokontrollerrel oldották meg a

vezérlést és a feldolgozást. A nagyobb számítási komplexitás miatt mi egy nagyobb

teljesítményű PIC-et alkalmaztunk. A jelalakok előállítását MOSFET kapukkal

oldották meg, ami hasonlít a mi ötletünkhöz. A tápfeszültséget egy MAX630 táp IC-

vel állították elő, és a kimeneti teljesítmény fokozatos állíthatósága érdekében

feszültségosztó elemeket is építettek köré. Ez egy igen jó megoldás, de nem elég

precíz. Ahhoz, hogy az ő megoldásukkal a 0-130mA-es tartományt 1mA-es

lépésközzel tudjuk állítani, egy elég nagy áramkört kellene építeni. Kis kapacitásokat

és nagy ellenállásokat alkalmaztak az alacsony fogyasztás miatt. A stimulációs

19

mintázat náluk jóval egyszerűbb. Napi 100-300 kontrakciót idéznek elő, ami 24 óra

alatt nem túl sok ezért az ingerlések között kikapcsolják a stimulátort, az alacsony

fogyasztás miatt. Nagy hangsúlyt fektettek a szigetelésre, az elektródák korróziójára,

az elemek típusára, a toxicitás miatt. Ezekre nekünk nem kellett ennyire figyelni, mert

a mi eszközünk nem invazív.

Az alábbi paramétereket alkalmazták a cikk írói.[9]

• 1 csatorna

• bipoláris kimenet

• alacsony teljesítményű alkatrészek

• elemes feszültségforrás

• 100Hz-es frekvencia

• 100-300 kontrakció naponta

• 8 lehetséges kimeneti teljesítmény

• maximális áramerősség 20mA

Az említett tanulmány sok érdekes, használható ötletet vetett fel, és segített a

helyes kimeneti áramkör kialakításban.

5.3 Stimulátor fejlesztésnél figyelembevett további jellemzők

Fontos tudnunk, hogy az izom nem az ingerlés pillanatában reagál, hanem

van némi késleltetés az idegnél és az izomnál is. Ezt a késleltetést tudjuk

meghatározni a harántcsíkolt izom chronaxia idejével, ami 0.1-1ms-ig terjedhet. A

chronaxia idő a hosszú idejű impulzusnál meghatározott ingerküszöb kétszeresével

történő ingerléskor a válasz kiváltásához szükséges időtartam. Ezért amikor a

meghatározott stimulációs mintázatot ki akarjuk vezérelni, akkor az izom késleltetés

idejével hamarabb kell az adott csatornát aktivizálni. A probléma megoldásához egy

előrebecslő algoritmust használunk. A szögsebesség figyelembevételével történik a

predikció, úgy hogy a stimuláció a megfelelő pillanatban fejtse ki hatását. A 5.6. ábrán

látható a pillanatnyi szöghelyzet, és az előre jelzett szög grafikonja. Megfigyelhető,

hogy a becslés jól működik.

20

5.6. ábra Valós és az előrejelzett szöghelyzet

A bifázisos jel jobb, mint a monofázisos, mert a rostokba történő áram injekció

kétirányú. A folyamatos töltéskiegyenlítéssel elkerüljük a szövetek elektrolízisét, így

kisebb a károsító hatás.

A frekvencia értékével az izom fáradását tudjuk befolyásolni. Minél nagyobb a

frekvencia, annál hamarabb elfárad a lába a betegeknek. (5.7. ábra) Az általános

értékek 20-30Hz között szoktak lenni.[5][6][18] Nálunk ennél jóval nagyobb a felső

határ, ez a további orvosi kísérleteket támogatja.

5.7. ábra Izomerő az idő függvényében a stimulációs frekvenciáknak megfelelően [7]

Bemutattuk, hogy mennyire fontos a paraméterek pontos meghatározása,

valamint azoknak a finom hangolhatósága. [25] Ezek a tulajdonságok a mi

eszközünkben gyorsan, egyszerűen és hatékonyan állíthatók.

21

A mi eszközünk jóval rugalmasabb a piacon kaphatóknál. A stimuláció nem

időfüggő, hanem a környezetnek megfelelően dinamikusan változik. Szöghelyzet

függő az ingerlés, azzal továbbfejlesztve, hogy figyelembe vesszük az izom

reakcióidejét. Ez azt jelenti, hogy a reakcióidővel hamarabb kell kiadni az ingerlést,

ahhoz, hogy a megfelelő pillanatban váltsuk ki a kívánt hatást. Ehhez lineáris

predikciót használunk.

Az izmok (quadriceps, hamstring) stimulálásának egy lehetséges sorrendjét,

erősségét, ütemezését Dr. Laczkó József és Pilissy Tamás állapította meg. (5.8.

ábra) Egészséges emberek EMG-s vizsgálatából származó adatok elemzésével

határozták meg a számunkra fontos információkat. [26] [8] Az alábbi ábra szemlélteti

az egyes kimenetek, és az azokhoz tartozó izmok aktivitását.

5.8. ábra Izom stimuláció a pedál állásának függvényében [8][17]

További újítás a paraméterek precíz állíthatósága, amely elősegíti az újabb

kutatásokat a stimulációs mintázatok kialakításában. Valamint sokkal finomabb és

precízebb mozgásokat tudunk létrehozni. Nagyon fontos még, hogy a páciens

specifikus edzés paramétereket egy SD kártyáról tudjuk beolvasni, amely biztosítja,

hogy minden betegnek különböző edzésprogramot tudjunk kialakítani.

22

5.4 A fejlesztés során figyelembe vett peremfeltételek

Pontos, jól definiált értékeket, peremfeltételeket kell felállítanunk, az eszköz

elemeinek kiválasztásához. Tudnunk kell, milyen frekvencián, kitöltési tényezővel kell

stimulálni, mekkora áramok fognak áthaladni az alkatrészeken, milyen gyors

kapcsolási idővel szeretnénk vezérelni őket. Ha ezek közül bármit elméretezünk már

a kezdeti tervezési szakaszban, akkor később óriási problémákat okozhatnak a

figyelmetlenségek. Különös gondot fordítottunk a tervezés során arra, hogy ne

forduljanak elő ilyen hibák.

5.4.1 Készülékünk specifikációja

A stimulátorunknál az alábbi feltételeket határoztuk meg:

• 8 csatorna

• az eszköz elektromosan elválasztott

• változtatható frekvencia: 10-200Hz

• változtatható impulzus: 0-130mA (1mA-es lépésköz)

• változtatható impulzus szélesség: 10us-1ms

• unipoláris, bipoláris kimenet

• stimulációs paraméterek olvasása SD kártyáról

5.4.2 Orvostechnikai berendezések elektromos követelményei

Mivel az adott eszközt embereken szeretnénk alkalmazni, nagyon fontos,

hogy megfeleljen az orvostechnikai eszközökre vonatkozó előírásoknak. [28] Magas

fokú egészségvédelmet kell biztosítanunk. A tervezés előtt alapos szabványelemzés

szükséges, „mivel a páciensek, a felhasználók és adott esetben más személyek

biztonságára, munka- és egészségvédelmére vonatkozó nemzeti előírásokat az

orvostechnikai eszközökre tekintettel harmonizálni kell az ilyen eszközök belső

piacon belüli szabad mozgásának biztosításához.”[10] A szabályozott műszaki

biztonságfelügyelet segítségével hatékonyabbá tehető az egészségvédelem és az

ahhoz kapcsolódó ellenőrzések.

A tervezés során figyelembe vettük az 93/42/EGK irányelvet (1993. június

14.), ami sok technikai paraméterben követelményt támaszt, non-invazív

orvostechnikai eszközökkel kapcsolatban.

Meg kell vizsgálnunk, hogy az építeni kívánt stimulátor és annak tartozékai

valóban a szabvány által meghatározott célcsoportba tartoznak.

Orvostechnikai eszköz: minden olyan műszer, készülék, anyag és egyéb cikk,

akár önmagában, együttesen használják, ideértve a megfelelő alkalmazáshoz

23

szükséges szoftvert is, amelyet a gyártó emberekkel felhasználásra tervezett, a

következő célra: sérülés vagy fogyatékosság diagnosztizálása, figyelemmel kísérése,

kezelése, enyhítése vagy ellensúlyozása. A stimulátor és a kimeneti egység

egyértelműen megfelel a specifikációnak.

A dokumentumban tájékoztatást kapunk a gyártási szabályokról, a

bizottságokról, besorolásokról, engedélyeztetésekről.

I. melléklet: Alapvető követelmények:

Általános követelmények: olyan módon kell tervezni és gyártani az eszközt,

hogy a rendeltetési célnak megfelelően használva ne veszélyeztessék a páciensek

klinikai állapotát, életét, valamint más személyek biztonságát. Riasztó és

figyelmeztető berendezések használata olyan veszélyek esetén, amiket nem lehet

kiküszöbölni.

A tervezésre és gyártásra vonatkozó követelmények: nagy figyelmet kell

fordítani a felhasznált anyagok toxicitására. Minimalizálni kell a fertőzés veszélyét és

az előírt tisztasági szinten kell tartani a terméket. A lehető legkisebbre kell

csökkenteni az ésszerűen előrelátható környezeti viszonyokkal összefüggő

kockázatokat. Például: mágneses terek, elektromos hatások, elektrosztatikus

kisülések, nyomás-, hőmérsékletváltozások.

Energiaforráshoz kapcsolt vagy azzal ellátott orvostechnikai eszközökkel

szembeni követelmények: úgy kell a berendezést tervezni, hogy energiaellátási hiba

esetén a kockázatok lehetőleg ki legyenek küszöbölve vagy mérsékelve. Ezen

szempontok figyelembevétele a tervezésnél említésre kerülnek. „A terméknek arra

alkalmas eszközöket kell magában foglalnia, amelyek, amennyire lehetséges,

megakadályozzák a veszélyes energiaszintek véletlenszerű felszabadulását valamely

energia- és/vagy anyagforrásból.” [10]

II. melléklet: EK-megfelelőségi nyilatkozat:

A minőségbiztosítási rendszer megköveteli a pontos és részletes

dokumentációt a tervezési és gyártási fázisban. A tervezésnél dokumentálni kell az

alkalmazott szabványokat, kockázatelemzéseket, az alapvető követelmények

teljesítése érdekében alkalmazott megoldásokat.

IX. melléklet: Osztályozási szempontok:

Az osztályba soroláskor az eszközök rendeltetési célja az irányadó.

- Átmeneti (60 percnél rövidebb ideig tartó folyamatos használat)

- Nem invazív (nem beültetett, nincs szövetkárosító hatása)

- Aktív orvostechnikai eszköz

- Aktív terápiás eszköz

24

„Valamennyi olyan aktív terápiás eszköz, amely energia átadására vagy

cseréjére szolgál, a IIa. osztályba tartozik, kivéve, ha olyan jellemzőkkel rendelkezik,

hogy potenciálisan veszélyes módon cserélhet energiát az emberi testtel, figyelembe

véve az energia jellegét, sűrűségét és alkalmazási területét, amely esetben a III.

osztályba tartozik.” [10] Tehát az általunk fejlesztett eszköz a IIa. osztályba tartozik.

X. melléklet: Klinikai értékelés:

A kész terméket alá kell vetni különböző vizsgálatoknak, amelyek igazolják a

helyes működést, valamint az esetleges mellékhatásokat feltárják. Az ilyen

megfigyelések a gyártó, tervező állításait cáfolják vagy megerősítik.

25

6 Izomstimulátor felépítése

Funkcionálisan három részre bontható a készülék. (6.1. ábra) A bemeneti

egységre, ami adatokat szolgáltat a megfelelő stimulációs minták létrehozásához. A

vezérlő egységre, ami a bemeneti egységtől kapott információkból kiszámolja és

előállítja a stimulációs mintákat, valamint regisztrálja az aktuális folyamatokat. A

kimeneti egységre, ami a vezérlőtől kapott jelekből előállítja a ténylegesen

alkalmazott impulzusokat.

6.1. ábra Izomstimulátor felépítése

A bementi egység felelős a környezetből érkező adatok fogadására. Ez

tartalmazza a stimulátor működéséhez szükséges bemenő adatforrások kezelését.

Az abszolút szöghelyzet érzékelő szolgáltatja a pedálnak egy adott nulla ponthoz

képest történő elfordulását, ennek megfelelően választódik ki a kívánt csatorna és

annak paraméterei. Az egyén függő stimulációs mintázat beállítását egy SD kártyán

lévő forrásfájlból lehet beolvasni. Billentyűzet és tekerőgomb segítségével lehet a

menüt irányítani. Soros RS232, valamint USB porton keresztül lehet kommunikálni a

PC-vel, így online kapcsolatot tudunk kialakítani.

A vezérlő egység feladata a teljes stimulációs folyamat pillanatról pillanatra

történő meghatározása a kimeneti mintázat előállítása a perifériák irányítása és az

aktuális adatok gyűjtése (sebesség, stimuláció paraméterei, vérnyomás, pulzus).

A kimeneti egység valósítja meg a ténylegesen előállított áramok emberi

testhez történő illesztését, a megfelelő elektromos paraméterek figyelembevétele

mellett, valamint lehetővé teszi a kommunikációt a felhasználó és az eszköz között. A

stimuláció elektródákon keresztül történik. Ehhez az egységhez tartozik még egy

négy soros kijelző, amin a menü jeleníthető meg, a már említett soros portok és az

SD kártya, amire az adatokat gyűjtjük.

26

6.1 Izomstimulátor vázlat

Az 6.2. ábrán látható az eszköz felépítése, az egyes elemek, és azoknak a

kapcsolata, a kimeneti és bemeneti perifériák, valamint a processzor és annak

tartozékai. Megfigyelhető, hogy a részegységek mindegyike a PIC24FJ256GB108

mikrokontrollerhez van kapcsolva, és egymással is ezen keresztül kommunikálnak.

6.2. ábra Stimulátor blokkvázlata [11]

6.2 Kimeneti áramkör tervezése

A kimeneti áramkör tervezéséhez figyelembe kell venni a vezérlő jelek,

valamint a kívánt kimenetek paramétereit. További követelmények az életvédelmi

előírások, amelyeket fentebb említettük. Fontos tudni, hogy a PIC24FJ256GB108

mikrokontroller nem tud elegendő nagy teljesítményt előállítani, ezért egy olyan

kapcsoló áramkört kell kialakítani, amely képes a megfelelő jeleket létrehozni.

Kimenet specifikációja: [12]

• változtatható frekvencia: 10-200Hz

• változtatható impulzus: 0-130mA (1mA-es lépésköz)

• változtatható impulzus szélesség: 10us-1ms

• az egymást követő impulzusok unipolárisak vagy bipolárisak

• a terhelés kb.: 1Kohm

27

6.3 Elkészített prototípus

A stimulátor szerkezeti felépítését az 6.3. ábra szemlélteti.

6.3. ábra Stimulátor szerkezeti felépítése

A feszültségforrást hat db AA elem biztosítja (7.2V), ami egy feszültség

stabilizátoron keresztül meghajtja a szöghelyzet adó csatoló egységet, valamint egy

izolátor segítségével a tápegységet. A szöghelyzet adó csatoló egység optikailag el

van választva a mikrokontrollertől, így biztosítva az életvédelmi előírásokat. A

mikrokontroller megfelelő kimeneteivel vezérli az áramgenerátort és a kapcsoló

egységet. A kapcsoló egység áram ellátását az áramgenerátor szolgáltatja. A

mikrokontroller, az áramgenerátor és a kapcsoló áramkör feszültségellátását a

tápegység valósítja meg.

6.3.1 Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás transzformátoros

megoldása

A tervezés egy PC-s környezetben történő szimulációval kezdődött. A

tényleges megvalósítás előtt tesztelni kellett a működőképességet. A modellezést a

PSpice program segítségével végeztük.

Már a tervezési fázisban több megoldás felvetődött, ezek közül megpróbáltuk

a lehető legjobbat kiválasztani. Különböző szempontokat vettünk figyelembe:

biztonság (megfelelő elektromos elválasztás), rugalmasság, méret, súly, fogyasztás,

sokszorosíthatóság. Több áramkört szimuláltunk, végül az 6.4. ábrán láthatót

építettük meg.

28

6.4. ábra Ellenütemű transzformátor

Az áramkörben egy transzformátor erősíti fel a PIC jelét. Az alkatrésznek több

tulajdonságát is kihasználtuk. Elsősorban áram impulzus transzformációra terveztük,

azaz a kimeneten jóval nagyobb áramerősséget hoztunk létre, mint amit a

mikrovezérlő képes szolgáltatni. Másodsorban az elektromos elválasztást is

megoldottuk vele, a működési tulajdonságai miatt.

A szekunder oldalon csak akkor indukálódik feszültség, ha a primer oldalon

váltakozó áram van. Hiba esetén nem maradhat a páciens állandó áramterhelés alatt,

mert az egyenáram hatására a szekunder oldalon nem történik semmi. A MOSFET

tranzisztorok segítségével tudjuk létrehozni a kívánt kimeneteket. Ezeket ellenfázisú

meghajtással vezéreljük, ha csak az egyiket nyitjuk, akkor unipoláris, ha egyszer az

egyiket utána másikat nyitjuk ki, akkor bipoláris jelet állítunk elő. Láthatunk további

alkatrészeket is, két diódát és egy kondenzátort. Ezeknek a szerepe, hogy az

impulzus megszűnése utáni negatív visszarúgást kiküszöbölik. A rendszerben maradt

energiát fel tudjuk használni a tápba való visszavezetéssel. Így az áramkör

üzemeltetése gazdaságosabb lesz.

A szimulációk alátámasztották a kapcsolás helyességét, így továbbléphettünk

a következő szintre, azaz elkezdhettük a valós áramkör megépítését, tesztelését.

A megépítés előtt tájékozódni kellett a kiválasztott alkatrészek tulajdonságairól. A

leírások az interneten, sok helyen megtalálhatók. Megvizsgáltuk több gyártó

dokumentációját is, amelyekben minden fontos paraméter, tűréshatár fel van

jegyezve. Próbáltuk megtalálni az optimális elemeket

29

Úgy döntöttünk, hogy a transzformátort saját magunk tervezzük és építjük

meg. Ez egy elég bonyolult, eljárás volt. Meg kellett határozni a vasmag anyagát,

amely a használati frekvenciától függ. Az alkalmazott magas frekvencia miatt ferrit

magot választottunk. Méretét a transzformálni kívánt teljesítmény határozza meg.[19]

Ezt szerettük volna minél kisebbre venni. A menetszámokat a szekunder feszültsége

befolyásolja. Ha tízszeres áttételt akarunk, akkor a primer, szekunder aránya 1/10. A

huzalvastagságnál azt szeretnénk elérni, hogy a lehető legkisebb veszteség lépjen fel

a tekercsbe, ezt vastagabb huzallal érhetjük el, de az is fontos, hogy ne legyen óriási

a transzformátor. Az arany középutat kellett megtalálnunk. A megfelelő induktivitást a

légréssel, valamint a primer menetszámmal állítottuk be. Az összes paramétert

kiszámoltuk, és megépítettük a saját alkatrészünket. A próbamérések során helyesen

működött, így igazoltuk a számításainkat. A próbamérések során helyesen működött,

így igazoltuk a számításainkat. Az 6.5. ábrán látható az egyik mérésünk. Hosszú

idejű (150us), kis amplitúdójú (5V) vezérlő impulzus hatására a kimeneten megjelenik

a nagyfeszültségű (120V) ingerlő impulzus.

6.5. ábra Helyese működő kimenet (kék: kimenet, lila: vezérlés, zöld: tranzisztor)

Fontos tudnunk, hogy a páciens izmain mekkora áram folyik át, mivel a

stimuláció során áramerősségre szabályozunk. Úgy határozzuk meg a teljesítmény

értékét, hogy nem aggatunk plusz műszereket a betegekre, így is elég elektróda lesz

30

rajtuk. A technika, amit kitaláltunk, a primer oldalon méri a feszültséget (egy segéd

ellenállás segítségével), és abból következtet a szekunder oldalon folyó

áramerősségre. A kapcsoló oldalra kötött mérőellenállásról gyűjtött adatok

függvényében szoftveres szabályozással avatkozunk be.

6.6. ábra Megvalósított stimulátor tesztelés közben

A kimeneti áramkört a kiszámolt értékek alapján megépítettük,

hozzáillesztettük a megtervezett majd megtekert transzformátort. Az árammérési

eljárást beágyaztuk a szoftverbe. Próbamérések alapján megállapítottuk, hogy helyes

a működés. (6.6. ábra) Nem maradt más hátra, mint a mikrokontrollerhez kapcsolás,

majd újabb tesztelések sorozata. Mivel nem tapasztaltunk semmi rendellenességet,

véglegesen összeszereltük a stimulátort, és átadtuk a professzoroknak további

használatra. Az eszköz jelenleg is az Országos Orvosi Rehabilitációs Intézetben van.

6.3.2 Orvoselektornikai életvédelmi elválasztás optikai megoldása

Az előző megoldásban a nyolc csatorna mindegyikéhez kellett külön-külön

transzformátor, ami megnövelte a méretet, és a súly is jelentősen gyarapodott a

vasmagok miatt. Ezért próbáltunk egy újabb, jobb, még helytakarékosabb megoldást

31

találni. Ehhez az egész kimeneti egységet át kellett alakítanunk. A tápfeszültséget

biztosító kapcsolás, az áramgenerátor, a kapcsoló elemek mind átalakultak.

A kívánt stimuláló jelalakokat egy olyan áramkörrel valósítjuk meg, amelynek a

bemenetei a mikrokontrollertől érkező vezérlő jelek, a kimenetei a valós, pácienshez

illesztett ingerlő impulzusok. (6.7. ábra) Fontos követelmény továbbá az elektromos

elválasztás. Az alábbi kapcsolást valósítottuk meg, amely megfelel a feltételeknek.

6.7. ábra Kimeneti jelalakokat előállító hídkapcsolás a vezérlő IC-kel és az optikai leválasztással

Ebből a kapcsolásból nyolc van, mert minden csatornához tartozik egy

egység. Látható az optikai leválasztás, amely a mikrokontrollert vezérlő lábát

választja le a kimenetről. Tehát ezzel kiváltottuk a transzformátor leválasztó

funkcióját. Az optocsatoló a PIC jelét átkapcsolja a túloldalra, ez lesz a Half Bridge

Driver (IR2104) egyik bemenete. A tranzisztor hidat két ilyen IC fogja vezérelni. A

választás azért esett erre az alkatrészre, mert a paraméterei kiválóan megfelelnek a

követelményeinknek. A működését könnyen megérthetjük az adatlapján szereplő

információkból, de az 6.8. ábra is a segítségünkre van.

6.8. ábra Half bridge driver kimenetei a bemenetek függvényében

A fent látható két bemeneti vonal közül az egyik az SD az engedélyező, a

másik az IN a vezérlő jel. Mindkét driver-re ugyanazt a bemenetet kapcsolva,

32

helytelenül működne az áramkör. Azonos vezérlőjelek esetén nyitva lenne mindkét

fölső vagy mindkét alsó tranzisztor, ezzel a kimenet két vége mindig azonos

potenciálon lenne, így semmilyen jelalak nem jelenne meg. A megoldás nagyon

egyszerű, a szemben lévő IC-k közül az egyikre negált bemenetet kell adni, ezzel

ellentétes tranzisztorokat nyitunk ki, és létrejön a két fajta kimenet. A negált vezérlés

könnyen megoldható programkódban, egy karakter (~) hozzáírásával. A nagy

áramerősséget az alább leírt tápfeszültséggel tudjuk előállítani, a fokozatosságot

pedig egy szabályozó áramkörrel valósítottuk meg, amit alább szintén részletezünk.

Az ingerlő jelek időzítését, impulzusszélességét, frekvenciáját a vezérlő jelek

mintázata határozza meg.

Ezzel megoldottuk egyik célkitűzésünket. Kisebb lett a helyigény, a súly és a

fogyasztás a transzformátorok kiküszöbölése miatt.

6.3.3 Kimeneti áram szabályozása, PWM megvalósítása

Az áram intenzitásának mértékét a mikrokontrollerrel állítjuk. Megfelelő

áramkör esetén egy beépített funkció, a PWM (Pulse width modulation) áll

rendelkezésünkre, amivel szépen tudunk szabályozni. (6.9. ábra) Az analóg

feszültségjelek helyettesíthetők digitális impulzussorozat-jelekkel, amelyek hosszabb

időtartamra vonatkoztatott átlagfeszültsége egyenértékű az analóg feszültségjellel.

[13] Arra kell figyelni, hogy a frekvencia elég nagy legyen, így a szakaszosság ne

befolyásolja az izmok működését. A feszültségszintet a kitöltési tényezővel tudjuk

állítani, minél nagyobb a kitöltési tényező, annál nagyobb feszültséget mérünk a

kimeneten.

6.9. ábra Áram szabályozás megvalósítása

A megvalósításához nagy segítséget nyújtott a mikrokontroller

dokumentációja. Végigvezet az egyes bitek, bájtok funkcióján, valamint elmagyarázza

a struktúrák működését. Van egy PR2 regiszterünk, amely a Timer2-nek a period

regisztere. Minden egyes órajel esetén egy counter inkrementálódik, ami ha eléri a

33

PR2 értékét, akkor egy bit bebillen, és nullázódik a számláló, majd a folyamat

kezdődik elölről. A kitöltési tényezőt egy bájt írásával állíthatjuk be. Szerepe az, hogy

miközben a számláló fut, nem csak a PR2-vel hasonlítódik össze az értéke, hanem a

kitöltési tényezővel is. Ha eléri ezt a határt, akkor a PWM kimenet nulláról egyre vált

és ott is marad addig, amíg a ciklus a végére nem ér. Értelemszerűen a PR2-nél nem

nagyobbra kell választanunk a kitöltési tényezőt. A működés megértése után már

csak a megfelelő értékeket kellett beállítani. Nézzük, milyen paramétereket adtunk

meg, és milyen függvényekkel vezéreljük a folyamatot. A start() és stop()

függvényekkel csak azt állítjuk, hogy a PWM jelet a kimenetre, vagyis az adott lábra

rakjuk vagy nem. Tudni kell, hogy ennél a típusú mikrokontrollernél az egyes

funkciókat megcímezhetjük, és több különböző lábra vezérelhetjük. Start esetén

megcímzem a lábat, stop esetén a lábra 0-t rakok.

void start(){

RPOR1bits.RP2R=18;

}

Ezen kívül még két fontos bit-et említenék az OC1RS-t és az OC1R-t. Az első

a periódus hosszát határozza meg, a második pedig a kitöltési tényezőt. Ezek

függnek egymástól, a fentebb említett működésből adódóan. Meghatároztuk a

paramétereket, majd teszteltük az eljárást. Az eredményt megfelelőnek találtuk. A

regiszterek értékei a végleges programban az alábbiak lettek.

OC1RS=0x3ff; //period (31kHz)

OC1R=dc*(0x3ff/130);

Ha később esetleg módosulnának a követelmények, akkor számolhatjuk is a

regiszterek értékét az alábbi képlet alapján.

PR2 - a PR2 regiszter értéke;

fOSC - a mikrovezérlő órajelének frekvenciája [Hz];

K - a Timer2 előosztó áramkör osztási aránya (1, 4 vagy 16)

A PWM frekvencia 31KHz, ami elég kicsi ahhoz, hogy az optocsatolóval

átvigyük a jelet és elegendően nagy ahhoz, hogy a vezérlést tetszőlegesen nagy

sebességgel megcsináljuk.

A PWM megvalósításával megoldottuk az áramerősség fokozatos szoftveres

állíthatóságát.

34

Ki kellett alakítani egy olyan kapcsolási egységet, amelynek a bemenete egy

PWM, a kimenete pedig a kapcsoló résznek az áramerősségét fogja állítani. (6.10.

ábra) Alább magyarázzuk az alkatrészek működését, valamint az egyes paraméterek

értékének meghatározását.

6.10. ábra Áramerősség szabályozó áramkör optikai leválasztással

Természetesen itt is optocsatolót alkalmaztunk az elektromos leválasztáshoz,

Fontos a nagy sebességű alkatrészek használata, amelyek képesek helyesen

érzékelni a PWM jeleit, és a nagy frekvencia nem okoz problémát a jelátvitelkor. Ezért

esett a választás a KB817-es optocsatolóra, mert a 31KHz-es PWM vezérlést át lehet

vinni vele.[14] Műveleti erősítőnek az MCP6041-et választottuk, mert a mérések

alapján a karakterisztikája azon a tartományon, ahol használjuk közel lineárisnak

mondható.[15] Ez nagyon jó, mert így nem kell a szoftverben kompenzálni a

karakterisztikának az egyenetlenségeit. Az erősítő elé terveznünk kellett egy olyan

alul áteresztő szűrőt (R9, C10-es elemek), amelynek a csillapítása 31KHz-es

frekvencián kevesebb, mint -43dB. Ez az érték abból adódik, hogy az amplitúdó

csillapítása 1/130-nál nagyobb ne legyen. A kapcsolás frekvenciafüggő működésének

számításához a komplex feszültségosztás képletét használtunk.

35

A szűrő, a PWM és a kimenetek helyes működését az 6.11. ábrán látható

mérési eredménnyel igazoljuk. Látszik, hogy az élek elég meredekek, és az

impulzusok is szépen konstans értékek.

6.11. ábra Helyes kimeneti kép a szűrő jó működéséről

6.3.4 Tápfeszültséget előállító áramkör

Az áramkör feladata, hogy egy bemenő feszültségforrásból bizonyos alább

magyarázott átalakításokkal az egész eszköz elemeinek ellátását megvalósítsa.

(6.12. ábra) Ezek az alkatrészek a mikroprocesszor, a kijelző, a MOSFET kapukat

vezérlő driverek, a műveleti erősítők, a kimenetek. A stimulátor feszültségforrását hat

darab AA elem fogja szolgáltatni, azaz 7.2V van a bemeneten. Ebből kell

transzformálni 3.3V-ot a PIC-nek, 5V-ot az erősítőknek és a kijelzőnek, 12-15V-ot a

half bridge driver-eknek, és a kimenetre 130-150V-ot.

36

6.12. ábra Tápfeszültségek blokk diagramja

A 7.2V-os bemeneti feszültségből egy feszültség stabilizátorral tudjuk

előállítani a szöghelyzet adó csatoló egységének szükséges 5V-ot, valamint egy

izolátorral 12V-ot. A stimulátor biztonságát az izolátor 6kV-os és a csatoló egység

optikai elválasztása biztosítja. Így az eszközünk megfelel a szabványokban

előírtaknak. Galvanikusan tökéletesen le van választva minden egység. Az izolátor

12V-os kimenetét közvetlenül rákötöttük a kapcsoló áramkör vezérlő egységeire. A

kijelző, a mikrovezérlő, és a kimenet feszültségét egy kapcsoló üzemmódú tápegység

alakítja ki. Ezeket az alkatrészeket napjainkban előszeretettel alkalmazzák, mert

használatuk könnyű, és rugalmas. További előnyük még, hogy jobb a hatásfokuk,

mint a hagyományos analóg szabályozású tápegységeknek, valamint kicsi a méretük

és a súlyuk. [16] Ezek a tulajdonságok a mi esetünkben nagyon fontosak, mint az

már fentebb említésre került. Egy MC34063 típusú alkatrészt választottunk, amely

DC-DC átalakító. Ahhoz, hogy a megfelelő kimenetet generálja a tápegység, a

bekötéshez használt ellenállásokat és kondenzátorokat kell jól méreteznünk. Ezek

fogják meghatározni a kimenet viselkedését. Az adatlapon megtalálhatók a képletek,

amikkel könnyen számolhatunk.

37

A kijelző és a processzor tápellátását Step Down kapcsolással oldottuk meg, a

kimenethez szükséges 150V-ot Step Up kapcsolással. Az áramgenerátor műveleti

erősítőjének 5V-os feszültségét egy feszültség stabilizátorral 145-150V között

alakítottuk ki.

6.3.5 Szöghelyzet kalibrálása

Egy a kereskedelemben kapható szöghelyzetadót választottunk a pedál

helyzetének maghatározásához. Ez nagyon hatékony megoldás, mert bármilyen

ergométerhez hozzá tudjuk illeszteni az adót. A most kapható stimulátoroknál

speciális ergométereket kell használni, amikben van beépített szöghelyzetadó. A mi

megoldásunk univerzális, fekvő vagy ülő ergométerre vagy akár triciklire is fel tudjuk

szerelni. Mivel a fizikai kialakítása az edző gépeknek különböző, ezért biztosítanunk

kell a rugalmas kezdőpont és forgásirány beállítását. (6.13. ábra)

6.13. ábra Nulla pedálszöghelyzet és forgásirány beállítása

A kívánt nulla pedál szöghelyzetet egy menüpontban tudjuk regisztrálni. A

stimulációs fájl szerkezetétől függ a nulla pont. Ez lehet vízszintes, függőleges vagy

általunk választott helyzet annak megfelelően, hogy a fájl szerkesztője melyik pontot

38

tekintette kezdőpontnak. A forgás irányát is egy menüpont segítségével tudjuk

megadni. Az előre biciklizésnek megfelelően meghajtjuk a pedált és ez meghatározza

a forgási irányt. Ezek a fejlesztések igen hasznosnak bizonyultak a gyakorlati

alkalmazásokkor. Leegyszerűsítette a szöghelyzetadó pozíciójának meghatározását

és fejlesztésének következményeit. Most már bármilyen ergométerhez tetszőlegesen

hozzá tudjuk illeszteni, mert a kezdőpont és a forgásirány könnyen beállítható. Ezáltal

még univerzálisabb lett a megoldásunk.

39

7 Elkészült a stimulátor

A prototípus alapján megterveztük a NYÁK-ot, majd legyártattuk. Miután

megérkezett, elkezdtünk összeszerelni néhány darabot, mivel a professzorok,

akiknek készítettük az eszközt már türelmetlenül várták az eredményeket. Szerették

volna konferenciákon bemutatni, és betegeken is kipróbálni. Három stimulátort

kellene első ütemben elkészíteni, egy az egyetemen lenne, a doktoranduszoknak

kísérleteket végezni, egy az Országos Orvosi Rehabilitációs Intézeteknek, folyamatos

terápiákhoz, és egy nekünk a laborba, amin a további fejlesztéseket tudjuk elvégezni.

Az részegységeket megépítésük során folyamatosan teszteltük. A gombokat, a tekető

gombot, az SD kártyaolvasót, a soros portot (RS232), a szöghelyzet adót mind be

kellett üzemelni. A foglalatot, amelybe az eszköz került szintén nekünk kellett

kialakítani. Egy szabványos kereskedelemben kapható műanyag dobozra esett a

választás, mert a gyártatás nagyon sokba került volna. A nyomtatott áramkörök

kialakítása a doboz belső felépítéséhez lett igazítva. A perifériák kimeneti nyílásait

pontosan meg kellett határozni, és ki kellett vágni. Miután ez megtörtént

belepróbáltuk a hardvert, ami szépen illeszkedett. Felprogramoztuk a processzort és

kipróbáltunk minden funkciót. A stimuláció és az adatgyűjtés is hiba nélkül működött,

tehát befejezettnek tekinthetjük a feladatot. A célkitűzéseket megvalósítottuk. (7.1.

ábra)

A teljes rendszerhez tartozik a stimulátor, az öntapadós elektródákkal,

kivezetésekkel, az adatgyűjtéshez az SD kártya és az adatfeldolgozó szoftver.

7.1. ábra Kész stimulátor

40

7.1 Mért és származtatott adatok jelentősége

A stimulációs paraméterek mérésére azért van szükség, hogy pontosan

tudjuk, milyen hatások érik a betegeket. Milyen áram injekció váltotta ki az aktuális

reakciókat. Ezen kívül az aktuális szöghelyzet értékéből és a szögsebességből

tudunk származtatni olyan adatokat, amelyek mérik a beteg aktuális állapotát. A

szögsebességből a szöggyorsulást ki tudjuk számolni, így a mozgás karakterisztikáját

tudjuk jellemezni. Ezek elemzésével megállapíthatjuk, hogy milyen finom és

egyenletes mozgást hozott létre az adott típusú stimuláció. Ennek függvényében

lehet optimalizálni a stimulációs fájlt. Származtathatjuk az edzés idejét, a megtett

távolságot, valamint a teljesítményt. Ha figyelemmel szeretnénk követni a páciensek

fejlődését hosszabb távon, akkor ezek az adatok elengedhetetlenek. Sportolóknál

ezeket az értékeket folyamatosan nyomon követik, hogy meghatározzák fizikai

állapotukat, tehát az ilyen jellegű adatgyűjtés mindenféleképpen hasznos.

A paraméterek finom hangolásával egyenletes mozgást lehet létrehozni, amit

az adatgyűjtő funkcióval detektálunk, tehát visszajelzés érkezik a mozgásról. Az

adatok elemzése után optimalizálni lehet a stimulációs fájlt. Így tudjuk elősegíteni

rendszerünkkel az egyén specifikus edzésprogramok kialakítását, valamint a kutatók

munkáját.

A szöggyorsulásokból, szögsebességekből teljesítmény adatokat

származtatunk, amelyek segítségével megfigyelhetjük a mozgás dinamikáját, Ebből

következtethetünk, hogy milyen ütemben fárad a beteg. Ilyen teljesítmény adatokat

szoktak mérni terheléses vizsgálatoknál is, tehát a mérés mindenféleképpen

releváns. Grafikonok segítségével szépen láthatók a változások. Egészségeseken

mért adatokból kiderül, hogy az edzés folyamán a periodikus mozgások frekvenciája

egyre csökken, és a dinamika is megváltozik. (7.2. ábra) Ezek a jellemzők az izom

fáradásából adódnak.

7.2. ábra Fekve nyomásnál mért súly pozíciója az idő függvényében (látható a fáradás

elensége)[24]

41

A 7.3. ábra egy izomfáradás vizsgálatról készült.[24] Jól látható, hogy az

összes megtett út az idő függvényében nem lineáris, hanem ellapul. Ez azt jelenti,

hogy egyre lassabb a mozgás, azaz fáradnak az izmok az edzés folyamán.

7.3. ábra Megtett út idő grafikon linearitásának változása (ellapul)

Tudjuk számítani, hogy a munka mekkora részét végzi a jobb illetve a bal láb.

A két végtag teljesítménye jellemzően különbözik. Ez is szerepet játszhat az egyénre

jellemző stimuláció kialakításában.

7.4. ábra Sebesség idő és az ebből származtatott gyorsulás idő grafikonok

42

A 7.4. ábrán felül látható a sebesség, alul a gyorsulás. A gyorsulással

egyenesen arányos a forgatónyomaték. Az ergométer előzetes méréséből meg tudjuk

határozni a tehetetlenségi nyomatékot, amely az arányossági tényező. A

forgatónyomatékból a kifejtet erőt megahatározzuk, ami egy nagyon fontos

visszajelzés a kutatók számára. Jelenleg is folynak olyan kutatások, melyeknek célja

a fellépő erők meghatározása. A jobb és bal láb erőkifejtésének dinamikáját úgy

tudjuk vizsgálni, hogy az egyes fél köröket szétválasztjuk, és azok szerint végezzük el

a kiértékelést.

A vérnyomás értékeket egy menüpont segítségével tudjuk bevinni a

rendszerbe. Azért nem online, mert a folyamatos vérnyomásmérést nem lehet

elvégezni non-invazív eljárással. Ez egy megszokott és rutinszerű mérés, amelyet

egy hétköznapi vérnyomásmérővel el tudunk végezni. A szélsőséges értékek esetén

az orvos beavatkozhat az edzés folyamatába.

Egy polar öv segítségével mérni tudjuk online a pillanatnyi pulzus értékét. Az

eszköz elegendően pontos és gyors az állapotfelméréshez. Sportolók vizsgálatánál

rendszeresen használnak ilyen eszközöket. A terhelés mértékét tudjuk ezzel

meghatározni, beállítani. Hosszabb távon a beteg egészségi állapotának a fejlődését

is jellemezi. Az edzés során a terheléssel és oxigénfelvétellel lineárisan nő a

pulzusszám, majd a közel maximális régióban ellapulhat, megtörhet a

pulzusnövekedés egyenese. Ez is szépen mutatható a grafikonok segítségével.

Nagyon fontos, hogy a betegeknél mérni tudjuk a fáradtsági szintet, mivel ők a

kimerültséget nem úgy érzékelik, mint az egészségesek és a rendszerünkkel túl

lehetne edzeni őket, amely negatív hatással van az egészségi állapotukra. A

folyamatos monitorozás lehetővé teheti, hogy a fáradságot az aktuális állapotot

jelezzük az orvosnak, aki beavatkozhat az edzés menetébe. Az adatgyűjtés pedig az

edzések offline hosszú távú következményeinek a vizsgálatát teszi lehetővé, ami az

edzésterv kialakításában segít.

Az adatok gyűjtésének tehát több célja van. A betegek pillanatnyi állapotának

felmérése, a stimulációs mintázat optimalizálása, fáradtság meghatározása, kutató

munkák elősegítése.

43

8 Programrendszer felépítése

A fejlesztett programrendszer nem csak a stimulátor programjából, hanem a

gyűjtött adatok feldolgozására bemutatására alkalmas programból és a stimulátor

által mért adatok folyamatos számítógépes megjelenítésére alkalmas szoftverből áll.

A programrendszer fő részei a következők:

1. A stimulátor firmware programja az adatgyűjtővel

2. A gyűjtött adatok utólagos kiértékelése

3. A stimulációs adatok online vizsgálata

8.1 Firmeware programja

A main főfüggvény inicializálások végrehajtásával kezdődik, melyek az alábbi

sorrendben történnek:

• a stimulátor kimeneteinek előkészítése,

• a mikroprocesszor órajel oszcillátorának beállítása 32 MHz-re,

• az UART inicializálása, ami az RS232 soros vonal használatához kell,

• InitSPI() meghívása, ami inicializálja a Serial Peripheral Interface-t,

• a PMP (Parallel Master Port) modul indítása, ami az LCD kijelző

működéséhez szükséges

• az LCDinit() meghívása, az LCD kijelző megfelelő működéséhez kell

[22],

• kezdeti értékek beállítása:

o frekvencia,

o amplitúdó,

o impulzusszélesség.

• timerek inicializálása, melyek az interruptok működéséhez

szükségesek [20],

• InitMMC() a memóriakártya előkészítése [21].

44

A kezdeti inicializálások után a program belép az alábbi főciklusba. (8.1. ábra)

8.1. ábra A főciklus

Itt az egyes nyomógombok helyzetének figyelése, a rotary encoder

állapotának és tekerési irányának feltérképezése történik. A fő ciklusban meghívásra

kerül a Menu állapotgép, ami a fő menükben vagy az egyes almenükben ugrál, az

encoder lenyomásának, és tekerésének függvényében. A teljes menürendszer

leírása megtalálható a 8.1.4-es fejezetben. Ezek után következik az LCD kijelzőre

történő kiíratás, és a meghatározott stimulációs paraméterek memóriakártyára történő

mentése, előre maghatározott időközönként. Jelen beállítás szerint másodpercenként

5-ször történik meg a paraméterek mentése.

8.1.1 Timerek

A timerek feladata a megfelelő ütemezések, időzítések biztosítása. A

T3Interrupt végzi a különböző impulzus szélességek előállítását a kiszámolt pWidth

értékek alapján. Először beállít egy trigger pulzust, majd utána történik a valódi

impulzusszélesség előállítása. Ha a pWidth értéke kisebb, mint 500, akkor a nagyon

rövid időintervallum miatt nem érdemes kilépni az interruptból, hanem megvárjuk az

impulzus végét. Egyébként az interruptból kilépünk és más processzek futnak tovább.

Itt kerül meghívásra PWM függvény, mely beállítja a stimulációs impulzus

áramerősségének megfelelő értékét, a PortTable tömb nulladik eleméhez kiszámolt

amplitúdó (PortTable[0].Ampl) alapján.

45

A T4Interrupt a legmagasabb prioritású interrupt. Ez hívja meg a

CalcPortTableStatic() függvényt 50us-ként. A CalcPortTableStatic meghatározza a

PortTable tömb nulladik elemét, mely mindig az aktuális csatorna, amin a legközelebbi

stimulációt végre kell hajtani. Az interrupt meghívásakor kiszámításra kerülnek a

stimulációs paraméterértékek, a memóriakártyáról beolvasott stimulációs értékeknek,

és az eszköz kezelőfelületén beállítottaknak megfelelően, mert ezek az értékek

folyamatosan változhatnak. A PortTable tömb elemeinek sorba rendezése a

kiszámított periódus (PortTable[i].Periode) alapján történik, mindig a legkisebb

periódussal rendelkező elem kerül a tömb nulladik helyére, így elég egyszer

végigmenni a PortTable tömbön egy for ciklussal.

Több csatorna aktivitása, soha nem történhet egyidejűleg, mert összeadódnak

az áramok és az súlyos problémához vezethet. (8.2. ábra) Ilyen esetben el kell tolni

az impulzusokat, úgy hogy a lehető legkisebb időbeli távolságra kerüljenek

egymástól.

8.2. ábra Egyidejű impulzusok eltolása

A T5Interrupt 1ms-ként meghívja a ReadAngle() függvényt. A ReadAngle()

függvény végzi az aktuális pedál szöghelyzet értékének beolvasását az InitMySPI()

függvény meghívásával. A szöghelyzet érzékelő alacsony szintű kódja az SPI (Serial

Peripheral Interface) modul használatára épül. A mikrovezérlőn 3 db SPI modul

található. Itt az SPI2 modul van használatban. Először inicializálás történik, majd az

aktuális pedál szöghelyzet olvasása. Az így megkapott érték egy változóba kerül,

melyet az általunk választott nulla pedál szöghelyzet pocizójához kalibrálunk. A

ReadAngle() számolja ki a pedál szögsebesség értéket (DataValues.Speed), mely az

aktuális és a korábbi pedál szöghelyzetek különbségéből tevődik össze. Ezeket az

adatokat használják a megjelenítő programok a sebesség kijelzésére. Az előjelzett

pedál szöghelyzet (DataValues.AnglePre) meghatározása is itt történik lineáris

predikcióval. A lineáris predikció (LP) egy olyan matematikai módszer, amellyel egy

jelenség adott időpontbeli állapotát meg lehet becsülni a jelenségre vonatkozó adatok

46

és az adott időpontot megelőző állapotok birtokában. A lineáris predikció a prediktor

fokszámával jellemezhető legjobban, mely a becslés alapját képező korábbi p db elem

számát jelenti. A számításoknál egy 10 elemű prediktort használtunk.

Ennek azért van jelentősége, mert így az előjelzett pedál szöghelyzethez

tartozó stimulációs paraméterértékeknek megfelelően tudjuk végrehajtani az

izomstimulációt.

8.1.2 SD/MMC kártya

Az SD/MMC kártya illesztésénél az alacsonyszintű program úgy lett kialakítva,

hogy képes legyen mind az MMC mind az SD rendszerű kártyák kezelésére akár 2

GB-os méretig.

Az alacsony szintű hardware illesztésen túlmenően el lett készítve egy FAT file

rendszer kezelésére alkalmas programrészlet. Ez a Tiny FAT file rendszer

implementálásával történik. Képes Windows kompatibilis FAT16/32 file rendszert

létrehozni, írni, olvasni. Van file könyvtár olvasó, író, létrehozó és törlő függvénye,

platform független, hosszú file neveket is kezel. Minimalizálni lehet az API-ját, és

különböző szektorméretekkel is tud dolgozni. A felsorolt tulajdonságok egyértelműen

kielégítik a stimulátor igényeit.

Az SD/ MMC kártyán találhatók az egyénre jellemző szöghelyzet függő

stimulációs fájlok a 8.3. ábrán látható formában:

47

8.3. ábra Egyénfüggő stimulációs minta

Az első sor a fájl neve, utána az izom reakcióidő következik, ami

meghatározza, hogy mennyivel előbb kell az izmot stimulálni (mikro szekundumban).

A következő sorban kezdeti amplitúdó található, ami kötelezően nulla, hiszen

bekapcsoláskor nem adhat ki áramot a stimulátor egyetlen kimeneten sem. Utána a

kezdeti frekvencia és a kezdeti impulzusszélesség látható. A fájl további részében a

8x360 db amplitúdó, frekvencia és impulzusszélesség van megadva százalékos

formában, ami azt jelenti, hogy a maximális megadható 100%-ból mennyit szeretnénk

felhasználni a stimuláció során az egyes szögértékeknek megfelelően. Ha nincs

megfelelően megadva a stimulációs fájl, hiányos vagy hibás értékeket tartalmaz,

akkor egy hibaüzenet tájékoztatja a felhasználót és a stimuláció nem indítható el.

48

A stimulátort a kerékpározó mozgást előállító funkción túl még monitorozó és

kutatás fejlesztő eszköznek is terveztük. Nem elégedtünk meg azzal, hogy egy

dinamikus jól kalibrálható rendszerünk van, hanem beépítettünk egy adatgyűjtő

funkciót is. Ennek segítségével, figyelemmel kísérjük a páciens edzés teljesítményét,

valamint néhány fiziológiai paraméterét.

A stimulátorral végzett edzés munka során a paciens élettani adatai közül a

vérnyomás adatait és a terhelés idejét rögzítik a vizsgálati lapokon, Ezek szolgálnak a

rehabilitációs munka követésére. Megkönnyítve a stimulátor használatát

kialakítottunk egy olyan kezelői felületet és programrendszert, ami lehetőséget

biztosít a szükséges adatok elektronikus gyűjtésére és tárolására. Erre a funkcióra jól

használható eszköz a paciensek stimulációs adatait tartalmazó SD kártya, melyre az

egyes edzések adatait tudjuk rögzíteni.

Tehát a memóriakártya nem csak inputként használjuk, hanem outputként is,

mivel az előbb említett bemenő adatok olvasásán kívül a stimulációs paraméterek

kiírása is erre történik. Az adatgyűjtés bekapcsolásával létrejön egy DataValues.txt

állomány, amibe folyamatosan rögzítjük az alábbi adatokat. A stimulátor

kezelőfelületén beállított vérnyomás értéket, a nyolc csatorna áramerősség,

frekvencia és impulzus szélességet, az aktuális és előrejelzett pedál szöghelyzetet és

az elfordulás mértéket, ami a sebesség meghatározásához szükséges. Az adatok

tárolása az SD kártyán bináris formában történik, amivel a megjelenítő program

könnyen tud dolgozni.

8.1.3 Adatszerkezetek és stimulációs paraméterek

A memóriakártyáról töltődnek be az egyes szöghelyzetekhez tartozó

stimulációs paraméterek, százalékos formában. Az amplitúdó, a frekvencia és az

impulzus szélesség beolvasása soronként történik, az Ampl[8][360], Freq[8][360],

Width[8][360] tömbökbe.

49

A DataValues adatszerkezet a 8.4. ábrán látható.

8.4. ábra DataValues struktúra

A DataValues_struct-ban található adatok közül a systoles és a diastoles a

vérnyomás menüpontban Hgmm/Hgmm formában megadható vérnyomásértékek.

A felcsatolt pulzusmérő öv küld információt a mikrokontrollernek a

szívdobbanásokról. A dobbanások közt eltelt időt egy tízelemű FIFO tömbben

tároljuk. Az elemeit átlagoljuk, erre azért van szűkség, mert a szívritmus általában

kaotikusan ingadozik, ezért az egyes dobbanások közt eltelt idő nagyon különböző

lehet. Értékelhető eredményt az átlagolás után kapunk, melyet a Pulse változóban

tárolunk [27].

Az Angle az aktuális pedál szöghelyzet, mely a beolvasását követően a

megfelelő mértékben van eltolva, attól függően, hogy a nulla pedál pozíció hova lett

beállítva. Az AnglePre az előrejelzett pedál szöghelyzet. Az előrejelzése lineáris

predikcióval kerül kiszámításra. Felhasználása a kimeneti stimulációs impulzusok

meghatározásakor történik, úgy hogy az előrejelzett pedál szöghelyzethez tartozó

értékeket kiolvassuk az Ampl, a Freq és a Width tömbökből, majd ezekből számoljuk

a kimenetekhez tartozó megfelelő stimulációs értékeket. A Speed a pedálszög

sebességet tárolja, mely 1ms-ként van frissítve az Angle és AnglePre változókkal

együtt. A frissítést a ReadAngle() függvény végzi, amelyet a T5Interrupt hív meg. A

current, a frequency és a pulse_width változókban, a kijelzőn látható és a

kezelőfelületen keresztül beállítható áramerősség frekvencia és impulzusszélesség

értékek találhatók. A memóriakártyáról történő stimulációs fájl beolvasása utána a

frekvencia és az impulzusszélesség értékek inicializálódnak a stimulációs fájlban

megadott kezdeti értékeknek megfelelően.

A DataValues adatszerkezet másodpercenként 5-ször kerül mentésre, a

memóriakártyára a DataValues.txt fájlba, ha az adatgyűjtés funkció be van kapcsolva.

50

A memóriakártyára kimentett adatok feldolgozása és megjelenítése Matlabbal

történik, ami nagyon hasznos további vizsgálatok elvégzésére, és a stimulátor

továbbfejlesztésére is.

A PortTable_t struktúrából létrehozott nyolcelemű PortTable nevű tömbben

találhatók az egyes kimeneti csatornákhoz tartozó, ténylegesen kiküldött stimulációs

paraméter értékek. Az adatszerkezetet az alábbi 8.5. ábra szemlélteti.

8.5. ábra PortTable adatszerkezet

A kezdeti Freq (frekvencia), Periode (periódus), Width (impulzusszélesség),

pWidth (impulzusszélességtől függ) és az Ampl (amplitudó) változok értékét az

InitPortTable() nevű függvény számolja ki.

8.6. ábra InitPortTable() függvény

Az egyes csatornákhoz tartozó frekvencia értékek (PortTable[i].Freq)

kiszámítása úgy történik, hogy a memóriakártyáról beolvasott Freq[8][360] tömbből,

az előrejelzett pedálszöghelyzetnek megfelelő értéket megszorozzuk a kijelzőn

beállított frekvencia értékkel, és osztjuk százzal. A százzal történő osztásra azért van

szükség, mert a memóriakártyán százalékos formában vannak megadva a

frekvencia, impulzusszélesség és amplitúdó értékek. Az 8.6. ábrán látható

51

programrészből kiderül, hogy a kimeneti csatornákhoz tartozó impulzusszélesség

(PortTable[i].Width) és az amplitúdó (PortTable[i].Ampl) értékek beállítása

megegyezik az előbb részletezett frekvencia érték beállításával.

A frekvenciafüggő peridus (PortTable[i].Periode) értékét a CalcPeriode, az

impulzusszélesség függő pWidth (PortTable[i].pWidth) értéket a CalcpWidth függvény

határozza meg.

8.7. ábra Periode és pWidth meghatározása

A periódus értéke, úgy kerül kiszámolásra a frekvenciából, hogy a belső

időzítés mértékrendszerében könnyen használható érték legyen. Mivel a belső

ütemadó 50us-os periódusidejű így a számítás a 20000/frekvencia A nullával osztás

elkerülésére az eredmény 65535-nél azaz unsigned int legnagyobb értékénél van

maximalizálva.

A pWidth érték meghatározásánál az irányadó a timer sebessége, ami elő

fogja állítani a megfelelő impulzus szélességet, ezért a számítás pWidth = Width * 16,

amit a sebesség növelése miatt a 8.7 ábra szerint valósítottunk meg.

Az Uni változó (PortTable[i].Uni) azt határozza meg, hogy az adott stimulációs

csatorna kimenetén az impulzus uni- vagy bipoláris jelként kerül kiküldésre.

A Channel változó (PortTable[i].Channel) értelemszerűen a kimenti csatorna

számát határozza meg.

A PortTable tömb nulladik eleme mindig az az aktuális csatorna, amin

legközelebb stimulációt kell végrehajtani. A PortTable tömb elemeinek megfelelő

sorrendjéről a CalcPortTableStatic() függvény gondoskodik a teljes stimuláció alatt,

mely 50us-ként kerül meghívásra a T4Interrupt-ból. Amint az aktuális stimuláció

megtörténik, az kikerül a PortTable tömbből és a period értéknek megfelelően

kiszámítódik az azonos csatornának az ütemezése. A tömbbe a csatornák

paraméterei az ingerlés időrendi sorrendjében tárolódnak el. Ezért tudjuk azt

megvalósítani, hogy az aktuális mintázat mindig a tömb nulladik eleme. A 8.8. ábra

szemlélteti a PortTable tömb működését.

52

8.8. ábra PortTable működése

Az ábra tetején az egyes csatornákhoz tartozó kiküldendő impulzusok láthatók

az idő függvényébe. Az 1 táblázat a nulla időpillanathoz kiszámított PortTable tömb

elemeinek sorrendjét tartalmazza. Látható, hogy az 1-es csatornára kell a

53

legkorábban stimuláló impulzust létrehozni, tehát az egyes csatorna áll a PortTable

tömb nulladik helyén. Az aktuális stimulációs impulzus kiküldésének megkezdésekor

a PortTable tömb elemeinek sorrendjét újra számolja a CalcPortTableStatic()

függvény ezt a második táblázat ábrázolja.

A harmadik táblázatban a PortTable tömb nulladik eleme ismét az 1-es

csatorna, mivel a következő stimulációs impulzus itt kell kiküldeni. A negyedik

táblázat kiszámításakor a CalcPortTableStatic() függvény, a memóriakártyáról

beolvasott, megfelelő szöghelyzethez tartozó paramétereket is frissíti a PortTable

tömb elemeinél, a lineáris predikció figyelembevétele mellett.

A PortTable adatszerkezet felépítése és kezelése, lehetőséget nyújt az

izomstimuláció során megkívánt szekvenciális vezérléshez. Az impulzusok

paramétereinek beállításakor, az adott csatornához tartozó értékeket nem kell

megkeresni, mert a tömböt folyamatosan sorrendhelyesen töltjük fel adatokkal. A

rendezést a CalcPortTableStatic() függvény végzi a kiszámolt Periode érték alapján.

Az időzítési eljárás gyors, hatékony és a hardver architektúrához illeszkedik.

8.1.4 Menürendszer, és a stimulátor használata

Az LCD kijelző és a billentyűzet nyújt lehetőséget a stimulációs paraméterek

beállítására. A kezelőfelület egy négy soros, soronként 16 karakter megjelenítésére

alkalmas kijelzőből, egy rotary encoderből, és nyolc nyomógombból áll, minden egyes

nyomógomb egy kimeneti csatornához van rendelve.

A kijelző által megjelenített menürendszerben a rotary encoder segítségével

tudunk navigálni a következőképpen. (8.9. ábra) Az aktuális menüpont kiválasztása az

encoder jobbra illetve balra tekerésével történik, az egyes menükbe pedig az encoder

lenyomásával tudunk belépni. A stimulátor bekapcsoláskor az alábbi főmenüpontokból

tudunk választani, mely a főmenüpontok ábrán láthatók.

8.9. ábra A fő menürendszer

54

Az encoder újbóli lenyomásával az aktuális menüpontból visszaléphetünk a

főmenübe.

A Select Pattern menüpontban tudjuk a memóriakártyáról beolvasni az

egyénre jellemző stimulációs értékeket tartalmazó fájlt, a beolvasás úgy történik, hogy

a memóriakártyán lévő fájlok közül az encoder tekerésével kikeressük a stimulációhoz

használni kívánt fájlt, majd az encoder lenyomására megtörténik a beolvasás, és

visszalépünk a főmenübe. A stimuláció során használt fájlok mind stm kiterjesztésűek.

Ha a fájl beolvasása megtörtént, még nem indul el az izomstimuláció, vagyis a

kimeneten még nincs impulzus, mivel az áramerősség értéke nulla.

A Current intensity [mA], a Frequecy [Hz], és a Pulse width [us] menüpontok a

stimulációs kimenetek paramétereinek a beállítására kínálnak lehetőséget. A Current

intensity (0-130mA) az áramerősség, a Pulse width (10-999us) az impulzusszélesség,

a Frequency (1-200Hz) pedig a frekvencia állítását szolgálja. A stimulációs

paraméterek csatornánként a megadott értékek között állíthatók. Az állítás úgy

történik, hogy az aktuális menübe való belépés után, az egyes kimeneti csatornákhoz

tartozó nyomógombok lenyomása mellett az encoder jobbra tekerésével növelhetjük,

balra tekerésével csökkenthetjük az értékeket. Egyszerre több csatorna is állítható,

értelemszerűen több nyomógomb egyidejűleg történő lenyomása mellett. A

memóriakártyáról történő stimulációs fájl beolvasása után a frekvencia és

impulzusszélesség menüpontokban az az érték látható minden csatornánál, amely a

stimulációs fájlban kezdeti értékként volt megadva.

Az Adat gyujtes menüben bekapcsolható az adatgyűjtés funkció, melynek

hatására a memóriakártyán létrejön egy DataValues nevű txt kiterjesztésű fájl. A

fájlban a stimuláció során használt paraméterek, a megadott vérnyomásértékek, a

pillanatnyi pedál szöghelyzetek, a pedál szöghelyzet becslések, és az aktuális pedál

sebesség értékek kerülnek tárolására. Másodpercenként 5-ször, vagyis 200ms-ként.

A Setup menüre, azért volt szükség, hogy az ergométer pedál

szöghelyzetének nulla pocizója tetszőlegesen állítható legyen szoftveres úton. Az

ergométerben a szöghelyzetadó fizikai elhelyezése nem lehetséges úgy, hogy a nulla

pedálszög pozíciójához a nulla szöghelyzetet kalibráljuk. Az aktuális szöghelyzetről az

ergométerbe beépített szöghelyzet érzékelő nyújt információt. A kívánt nulla pedál

szöghelyzet beállítása úgy történik, hogy a megválasztott nulla pozícióba állítjuk a

pedált és megnyomjuk az 1-es nyomógombot, majd az általunk meghatározott előre

irányba eltekerjük a pedált kevesebb, mint 90 foknyit és megnyomjuk a 2-es

nyomógombot. Az 1-es és a 2-es nyomógomb lenyomásának hatására, az éppen

aktuális pedál szöghelyzetekről mintavételezés történik. Ha a két érték megfelelő volt,

akkor a kívánt nulla pedál szöghelyzethez beállítása megtörténik. Ha nem volt

55

megfelelő a két mintavételezett érték, akkor újra be kell állítani a kívánt nulla pozíciót.

Az LCD kijelzőn megjelenő üzenetek mindenről tájékoztatják a felhasználót.

A Vérnyomás adatok menüpontban megadhatók a stimuláció közben mért

vérnyomás értékek, systolés/diastolés formában, kezdeti értékként

120Hgmm/80Hgmm van megadva, hogy az aktuálisan mért vérnyomásérték

beállítása gyorsabb legyen. A systolés érték az 1-es gomb lenyomása, a diastolés

érték a 2-es gomb lenyomása mellett, az encoder megfelelő irányú tekerésével

növelhető vagy csökkenthető.

A 8.10. ábra szemlélteti a teljes menürendszer felépítését.

8.10. ábra A teljes menürendszer

A szoftvert elkészítettük, felprogramoztuk a mikrokontrollert, és ellenőriztük,

hogy minden helyesen működik.

Az optikailag elválasztott kimenetet a stimulátorhoz illesztettük, majd

teszteltük és mértük a tulajdonságait. Tartós teszteket is végeztünk, hogy valós

körülmények között vizsgáljuk a fogyasztást és a megbízhatóságot. Nem

tapasztaltunk rendellenességet, ezért átadtuk az Országos Orvosi Rehabilitációs

intézetnek. Régóta használják az eszközt, az átadás óta nem panaszkodtak

semmiféle meghibásodásra.

Az adatok gyűjtését csak speciális körülmények között tudtuk kipróbálni, mert

a valós mérések etikai szabályokba ütköznek. Az engedélyek megszerzése

56

folyamatban van. A laborban végzett mérések során minden paramétert felügyelten

változtattunk, így tudtuk ellenőrizni a regisztrálási folyamat helyességét. A mérés

helyesen és megbízhatóan működött.

8.2 A gyűjtött adatok kiértékelése

A beépített adatgyűjtő funkció segítségével eltárolt nyers adatok önmagukban

nem hordoznak információt. Az adatok között összefüggéseket kell keresnünk, meg

kell jeleníteni őket olyan formában, hogy azt az orvosok elemezni tudják. Ehhez

elkészítettünk egy könnyen használható, interaktív grafikus megjelenítő felületet. A

szoftver Matlab környezetben készült. Be kell írni a megfelelő mezőbe a feldolgozni

kívánt fájl nevét, majd a program grafikonokat rajzol, hogy vizuálisan elemezhetők

legyenek az edzés paraméterei.

A kirajzolható grafikonok az alábbiak:

• vérnyomás adatok: systoles, diastoles

• pillanatnyi sebesség

• szögelfordulás és annak előrejelzése

• frekvencia csatornánként

• impulzus szélesség csatornánként

• áramerősség csatornánként

• szöggyorsulás

• pillanatnyi teljesítmény

• pulzus

• származtatott adatok

Az adatok az SD kártyára bináris formátumban vannak elmentve, ezeket kell

kinyernünk és feldolgoznunk a programmal. Egy struktúra tömbbe tároljuk el az

adatokat, majd ezeket kirajzoltatjuk. A sebességet a szögelfordulásból számoljuk.

Értéke lehet pozitív és negatív is, annak megfelelően, hogy melyik irányba tekeri a

beteg az ergométert. Alapvetően a szögelfordulásból nem tudnánk meghatározni az

irányt, de az irreálisan nagy szögelfordulás és a nagy mintavételi sebesség miatt

következtethetünk. A meghatározott sebességet Savitzky–Golay szűrő segítségével

kisimítjuk, és végül ez kerül kijelzésre. Amennyiben szükséges, megjelenítjük a

pillanatnyi teljesítményt, szöggyorsulást, pulzust és a már korábban említett gyűjtött

57

adatokat. Valós körülmények közötti mérések és orvosi konzultációk után szeretnénk

megalkotni a leghasznosabb és legjobban kezelhető szoftvert. A kialakítása jelenleg

is folyamatban van. A rendszeres edzésről-edzésre történő adatgyűjtés segítségével

nyomon tudjuk követni a hosszú távú következményeket és változásokat a beteg

állapotában. A 8.11. ábrán látható a paramétereket megjelenítő szoftver egyik

változatát.

8.11. ábra Az adatokat megjelenítő szoftver által rajzolt grafikonok

Az ábrán láthatók a már korábban említett és részletezett jellemzők. Itt

grafikusan is megjelennek az egyes csatornák paraméterei (amplitúdó, impulzus

szélesség, frekvencia). Láthatók a vérnyomás adatok (systoles, diastoles), amiket a

próbamérés során bevittünk a rendszerbe. Ezek általános jellemzők, amelyeket eddig

a jegyzőkönyvekbe kézzel írtak be. A pillanatnyi sebesség mérésének és

elemzésének jelentőségét is tárgyaltuk már, ebből származtatható a gyorsulás, a

teljesítmény és egyéb jellemzők. A szög pillanatnyi értéke és az előrebecsült érték is

megjelenik, amely jelentőségét fentebb szintén kifejtettük. A szoftver segítségével

megjeleníthetők az eddig tárgyalt edzésparaméterek, ezáltal elemezni lehet az

adatokat.

58

8.3 Online monitorozás

Az adatgyűjtésből származó információkat nem csak offline szeretnénk

elérhetővé tenni, hanem célunk volt az online adatfeldolgozás is. Megvalósítottuk

soros porton keresztül a kommunikációt a PC és a stimulátor között. A soros portról

érkező adatokat egy Labviewban írt szoftver segítségével tudjuk feldolgozni. (8.12.

ábra) Jelenleg a sebességet, a szöghelyzetet (piros) és a szög előrebecslést (kék)

jelenítjük meg ezek jelentőségét már részletesen bemutattuk a 5.3, 7.1 fejezetben.

Jelenleg dolgozunk a többi gyűjtött adat kijelzésén is. Az adatkommunikációt tehát

már megvalósítottuk, és van egy alap szoftverünk, amit bizonyítja a módszer

működőképességét, így nyugodtan kezdünk neki az ilyen irányú fejlesztéseknek.

8.12. ábra Adatok online kijelzése Labview programmal

Azért nagyon fontos az online monitorozás, mert így még kényelmesebbé

tudjuk tenni a rendszerünk használatát. Óriási lehetőségek rejlenek ebben a

megvalósításban. Tehermentesíthetjük az orvosokat, a betegeket és

hozzátartozóikat. Akár az is megoldható, hogy a paraplég otthon tud edzeni teljes

orvosi felügyelet alatt, mivel az összes paramétert eljuttatjuk a távol lévő orvoshoz.

Így nem kell a pácienseknek és segítőjüknek rendszeresen beutazni a rehabilitációs

intézetbe. Ezen kívül az otthoni edzést nagyobb gyakorisággal lehet végezni. Így még

hatékonyabbá tehető a rehabilitáció.

59

9 Fejlesztési lehetőségek

Rengeteg fejlesztési lehetőségünk van. Az eszköz készen van, és

használható, de a további orvosi kutatások újabb igényeket tárhatnak fel. A leendő

igényekre már a tervezéskor figyeltünk, például a paraméterek intervallumai jóval

túlnyúlnak a jelenleg klinikailag alkalmazottaknál, de ennek ellenére kaphatunk más

újításokat is. Például a jelalakra vonatkozó specifikáció változhat. Szinusz vagy

trapéz alakú kimenetet kell generálnunk a simább, finomabb mozgás eléréséhez. A

továbbfejlesztési lehetőségek tárháza nagyon nagy és a folyamatos egyeztetések,

konzultációk fogják megadni az irányvonalat.

9.1 Rövidtávú fejlesztési lehetőségek

Néhány hónapon belül szeretnénk továbbfejleszteni a rendszerünket és olyan

funkciókat beépíteni, amely óriási jelentőséggel bírnak.

Szeretnénk kibővíteni a monitorozást úgy, hogy mérni tudjuk a belégzett és

kilégzett oxigén mennyiségét. Ebből is a terhelés mértékére lehet következtetni. Ezt

egy oxigén szenzor segítségével tudnánk megvalósítani. Egy maszk és egy

hozzácsatolt hosszú csőben lévő szenzorból állna a berendezés. A/D konverter

segítségével század százalékos pontosságot tudnánk elérni, ami bőven eleget tesz a

követelményeknek.

A pulzusmérés segítségével kereshetünk összefüggéseket arra, hogy a szívet

mennyire befolyásolja a stimuláció. Az ingerlés és a szívdobbanás közötti korrelációt

kell vizsgálnunk. Ha a szív Fourier-spektrumában rendellenesség fedezhető fel, akkor

érdemes ilyen irányban is foglalkozni a fejlesztésekkel.

Célunk a hőmérsékletmonitorozás, amelyet több csatornán végzünk. Ebből a

keringésre tudunk következtetni. Egészséges embereknél az edzés során fokozódik a

véráramlás így melegszik a végtag. Ezek összefüggését lehetne vizsgálni az általunk

elképzelt eljárással. Hőkamerás felvételeket végeztünk biciklizés közben és valóban

azt az eredményt kaptuk, hogy az edzés folyamán melegedtek a végtagok. (9.1.

ábra) Az ilyen irányú kutatások számára ez igen bíztató eredmény.

60

A mérés működőképességét előzetes kísérletekkel megpróbáltuk

alátámasztani.

.

9.1. ábra Hőkamerás felvételek a végtagok melegedéséről

A hőkamera nem a legmegfelelőbb eszköz az ilyen jellegű mérésekhez. Nem

elég pontos, a környezeti hatások befolyásolják a méréseket (külső hőmérséklet

nagyon meleg, hideg) és nem utolsósorban rendkívül drága eszköz. A mi

megoldásunk lényegesen olcsóbb lesz és kevésbé fog függni a környezeti hatásoktól.

A mozgásképtelen végtagok vérkeringése korlátozottabb, mint az egészséges

területeteké. Különböző egészséges és bénult területeken mérnénk hőmérsékletet. A

hőmérő elemeket a bőrfelszínre tapasztanánk így nem befolyásolják a méréseket a

61

külső hatások. A hőmérsékletváltozásokat, valamint több ponton a hőmérsékletek

összefüggését kell vizsgálni és ezekből kell levonni a megfelelő konzekvenciákat.

Ezek az eljárások segítenék a kutatók munkáját, hogy minél jobb és

hatékonyabb rehabilitációs edzésprogramokat alakítsanak ki.

Talán a legfontosabb fejlesztés, amit a következő hónapra tervezünk, az

online monitorozásnak a kibővítése. Mint már említettük nagyon nagy lehetőségek

rejlenek benne, ezért szeretnénk minél több energiát fordítani az ilyen irányú célok

megvalósítására. A kibővített funkciók távoli felhasználását megoldhatjuk vezetékes

számítógép hálózat, WIFI hálózat vagy mobiltelefon hálózat közbeiktatásával, ami

nagymértékben javítja a kialakított stimulátor rendszer flexibilitását.

9.2 Távlati célok és lehetőségek

A két év folyamán több professzor és doktorandusz érdeklődött a munkánkról.

Megosztottuk velük tapasztalatainkat, és a beszélgetések során felvetődött néhány

nagyon érdekes felhasználási lehetőség.

Az egyik ötlet szerint beültethető agyi elektródákon keresztül kellene ingerelni

a különböző területeket. Először természetesen állatokon lenne tesztelve, és csak

később kerülne klinikai alkalmazásba. Ehhez a kimenetet kell átalakítani ésszerű

keretek között. Elég lenne csak egy kimenet, aminek a szerkezete hasonló a

megvalósítotthoz, de kisebb teljesítményű és pontosabb alkatrészekből építenénk

meg.

Más mozgásvezérlésekhez is fel lehetne használni a stimulátort. Kézmozgást

segítő eszközként is funkcionálhatna. Ehhez természetesen más bemeneti

egységek, pozíciószenzorok kellenek.

62

10 Összefoglalás

A feladatkitűzésbe foglalt problémákat elvégeztük és végeredményben egy

működő izomstimulátort sikerült kifejleszteni, ami a mozgássérültek izmainak

rehabilitációjára és edzésben tartására használható. Ezáltal javul az egészségi

állapotuk és nő a komfortérzetük.

Az eszköz több fontos újítást foglal magába a kereskedelemben kaphatókhoz

képest. A flexibilitása miatt lehetőséget nyújt a mozgássérültek izom

rehabilitációjának továbbfejlődéséhez. A páciensek stimulációs mintázatának

kialakítása egyedi; ahhoz hogy finom mozgásokat tudjanak előidézni, szükség van a

megfelelő paraméterek precíz hangolhatóságára. Az áramerősség

szabályozhatóságát (1-130mA) PWM-mel oldottuk meg, és a mikrokontrollerhez

illesztett áramkörrel állítottuk elő a tényleges amplitúdót. A frekvencia (10-200Hz) és

impulzusszélesség (10us-1ms) változtatását szoftveresen valósítottuk meg és egy

kapcsoló áramkört vezérlünk a mikrovezérlővel. A tervezésnél figyelembe vettük a

szabványokat, orvosi előírásokat. Optocsatolókkal minden egységet galvanikusan

leválasztottunk. Elektromos és vezérlési problémák esetére is felkészültünk, kivédtük

az egészségkárosító hatásokat. Nem maradhat állandó áramterhelés alatt a beteg,

mert a Half Bridge Driver-ek tápellátását kondenzátorok biztosítják. A

feszültségforrást hat darab AA elem szolgáltatja. Törekedtünk a méret és a súly

minimalizálására, ezzel még mobilabbá vált a stimulátor. Adatgyűjtő funkció

beépítésével visszajelzést adunk az edzés folyamatáról és ennek függvényében

változtathatnak a stimulációs mintázaton az orvosok, hogy még hatékonyabb legyen

a rehabilitáció. Elősegíthetjük a stimulátor otthoni használatát, és a klinikai

kutatásokat az online monitorozással. Az edzés teljes körű megfigyelés alatt van. Az

adatok egyszerűen használható grafikus felületű szoftverrel megjeleníthetők.

Egy olyan dinamikus eszköz lett a végeredmény, amely más mozgásfajták

kialakítására is alkalmazható. Egy biztonságos és a klinikai alkalmazásban jól

használható izomstimulátort fejlesztettünk ki, amely technikai alapot nyújt olyan

kutatásokhoz, amelyek bicikliző, vagy egyéb mozgásokat szeretnének előidézni

mozgássérültek rehabilitációjának céljából.

63

11 Köszönetnyilvánítás

Köszönettel tartozunk

Tihanyi Attilának és Dr. Laczkó Józsefnek,

akik mérhetetlen türelmükkel és szakértelmükkel segítették a TDK elkészítését.

64

12 Irodalomjegyzék

[1] Laczkó J., Klauber A., Molnár L.: Application of a Mathematical Brain Theory in

Rehabilitation of Spinalcord Injured Patients. In: Third Vienna Muscle Symp. Ed. G. Freilinger & M. Deutinger, pp.309-312. Wien Blackwell-MZV, ISBN 3-901158-02-2. (1991)

[2] Szentágothai János, Réthelyi Miklós: Funkcionális anatómia I. Medicina könyvkiadó RT. Budapest (2002)

[3] Nagy Ildikó: Egészségügyi ismeretek jegyzet (2009) http://szocialis-gondozo.lapunk.hu/?modul=oldal&tartalom=702223

[4] http://www.akciospotencial.blog.hu [5] Szécsi J, Fincziczki Á, Laczkó J, Straube A.: Elektrostimuláció segítségével meghajtott

(háromkerekű) kerékpár: Neuroprotézis harántsérült páciensek mindennapos

használatára. Rehabilitáció, 15. Évfolyam pp.9-14 (2005) [6] Szecsi J, Fincziczki A, Laczko J, Klauber A: Functional electrical stimulation for cycling

of paraplegics: individual adaptation of the clinical environment in Hungary. 11th Annual Congress of the European College of Sport and Science, Book of abstracts, p.406. (2006)

[7] https://wiki.itk.ppke.hu/twiki/pub/PPKE/ElektrofizII/03_FESTIM2009.pdf

(Eklektrofiziológiai mérések és protézisek II előadás) [8] Pilissy Tamás: Lábmozgások kinematikai és bioelektromos jellemzőinek modellezése

gerincsérültek és egészségesek kerékpározó mozgásánál. Szakdolgozat PPKE ITK (2007)

[9] Robert G. Dennis, Douglas E. Dow, John A. Faulkner: An implantable device for

szimulation of denervated muscles in rats, Medical Engeneering & Physics 25 (2003) [10] Magyar Szabványügyi Testület: COUNCIL DIRECTIVE 93/42/EEC of 14 June 1993

concerning medical devices (OJ L 169, 12.7.1993, p. 1) [11] Kormos Dávid: Izomstimulátor fejlesztése. Mérnöki tervezés beszámoló (2009)

[12] Dr. Laczkó József, Tihanyi Attila: Izomstimulátor specifikáció (2008) [13] Lucio Di Jasio: Programming 16-Bit PIC Microcontrollers in C: Learning to Fly the PIC

24. ISBN: 0750682922 (2007 Mar)

[14] Kingbright Corporation: KB817 - GENERAL PURPOSE HIGH ISOLATION VOLTAGE

SINGLE TRANSISTOR TYPE PHOTOCOUPLER SERIES – (2005) http://pdf1.alldatasheet.net/datasheet-pdf/view/113354/KINGBRIGHT/KB817.html

[15] Microchip Technology Inc: 600 nA, Rail-to-Rail Input/Output Op Amps (2002)

http://www.datasheetcatalog.org/datasheet/microchip/21669b.pdf

65

[16] ON Semiconductor: Linear & Switching Voltage Regulator Handbook (2002 Februar) http://www.fer.hr/_download/repository/Linear___Switching_Voltage_Regulator_Handbook_%28ON_Semiconductor%29.pdf

[17] Tamás Pilissy, András Klauber, Gábor Fazekas, József Laczkó, Johann Szécsi: Improving

functional electrical stimulation driven cycling byproper synchronization of the

muscles, Ideggyogy Sz. 61(5–6):162–167. (2008) [18] Ferrante S, Saunders B., Duffell L., Pedrocchi A., Hunt K., Perkins T.: Donaldson N.,

Quantitative evaluation of stimulation patterns for FES cycling, 10th Annual Conference of the International FES Society, Montreal, Canada (2005 july)

[19] Ulrich Tietze, Christoph Schenk: Analóg és digitális áramkörök, Műszaki Könyvkiadó,

Budapest (1993) [20] Microchip Technology Inc: PIC24FJ256GB110 Family. Data Sheet, DS39897B (2008)

http://ww1.microchip.com/downloads/en/DeviceDoc/39897c.pdf

[21] Designing Hardware for Microsoft ® Operating Systems: FAT: General Overview of On-Disk Format (1999 May) http://www.frontiernet.net/~fys/docs/fatgen102.pdf

[22] Displaytech Ltd.: Product Specification 164A Series

http://techwww.in.tu-clausthal.de/site/Projekte/Wetterstation/datenblaetter/DIS164A.pdf [23] James M. Bower, David Beeman: Exploring Realistic Neural Models with the GEneral

NEural SImulation System. The Book of GENESIS, New York (1998) [24] Gerber Balázs: Sportolók izomrost-összetételének becslése. Önálló labor beszámoló

(2009) [25] Nils A. Hakansson, M. L. Hull: The Effects of Stimulating Lower Leg Muscles on the

Mechanical Work and Metabolic Response in Functional Electrically Stimulated

Pedaling. IEEE TRANSACTIONS ON NEURAL SYSTEMS AND REHABILITATION ENGINEERING, VOL. 18, NO. 5 (2010 October)

[26] Chien-Chih Chen, Zong-Cian He, Ya-Hsin Hsueh: An EMG Feedback Control Functional

Electrical Stimulation Cycling System. Journal of Signal Processing Systems (2009 November)

[27] G Krstacic, D Gamberger, A Krstacic, T Smuc, D Milicic: The Chaos Theory and Non-

linear Dynamics in Heart Rate Variability in Patients with Heart Failure. Computers in Cardiology (2008 Szeptember)

[28] Tim Williams: EMC for Product Designers Front cover. Fourth Edition (2006

December)

66

13 Melléklet

Tapasztalatok az izomstimuláló berendezés használatával kapcsolatban

Kialakítása:

Az általános kialakítása megfelelő, a használat során hiányosságot nem

tapasztaltunk. Az elemtartóban található fém illeszkedések nem kellőképpen erősek,

elemcsere során kiemelten figyelni kell az elemek megfelelő behelyezésére, különben

a rossz illeszkedés miatt nem működik a berendezés. Mobilitás szempontjából jó

választás az elemes áramforrás, de szükséges lehet egy hálózati

egység/bemenet/adapter kialakítása helyhez kötött használathoz a megbízható

működés (elem váratlan lemerülése elkerülésével) és anyagi megfontolások

figyelembe vétele miatt. A gombok megfelelőek, a mindennapos használatot jól

bírják, a különböző beállítások elvégzéséhez kellőképpen érzékenyek. A vezetékek

kezelése nehézkes, bár a munkát nem gátolják, legfeljebb csak időigényessé teszik

az elektródák felszerelését. Javasoljuk eltávolítható vezetékek alkalmazását,

melyeket a valamilyen illesztéssel lehetne rákötni a központi egységre használat

előtt, majd utána el lehet távolítani azokat, így a berendezés könnyebben lenne

áthelyezhető egyik helyről a másikra, valamint egyszerre csak a használt

csatornáknak megfelelő számú vezetékre lenne szükség.

Software:

A berendezésre telepített program egyértelmű, könnyen és kellően

érzékenyen állítható be, használata során problémával nem találkoztam. Javasolnám

egy beépített visszajelzés létrehozását, ami valós időben mutatná a kijelzőn (hang

nem szükséges), hogy éppen melyik csatornán megy jel (melyik elektródán van

impulzus), így ellenőrizhetővé válna, hogy a kezelő jól állított-e be például a 0 szöget.

Alanyok visszajelzései:

Az alanyok körülbelül szeptember eleje óta használják rendszeresen a

berendezést. Ez előtt egy másik stimulátort használtak. Többségüknél a

67

kerékpározás dinamikusabb, kevésbé rángató (simább), maga a mérés kevésbé

megterhelő ezzel a berendezéssel, mint a régivel. Akinél ez nem mondható el, ott

érezhetően nem változott a kerékpározás dinamikussága és a mérés szervezetre

gyakorolt megterhelő hatása, de a mozgás simasága náluk is lényegesen javult. Az

alanyok eleinte tartottak a régi, jól bevált stimulátor lecserélésétől, de mára ez elmúlt,

sőt sokat dicsérik a jelenleg használt („új”) stimulátort, főleg amiatt, hogy a mérés

elején korábban megszokott görcsös kerékpározás nem jelentkezik, a mozgás

megkezdésétől a befejezéséig kevesebb görcsös izom-összehúzódás tapasztalható.

Összegzés:

Összességében elmondható, hogy a berendezés tartósan is jól használhatóm,

használata során probléma nem tapasztalható, az alanyok részéről panasz nem volt,

sőt fogadtatása igen pozitív, a korábban említett előnyei miatt. A mindennapi

használatot, könnyebb kezelést szolgáló kisebb javaslatok figyelembe vétele és

végrehajtása után a stimulátor használata kényelmesebbé és egyszerűbbé válhat,

mindemellett jelenleg is jól használhatóm mind a kezelő szempontjából, mind pedig

az alanyok visszajelzései alapján.

Országos Orvosi Rehabilitációs Intézet, 2011. január. 10.