CC BY
28
al. Body Comfortable 915 MHz Microstrip Array Aplicators for Large Surface Area Hyperthermia // IEEE Tr Biomed Eng. 1992. Vol. 39, №5. 15. Mark T. Buchanan et al. Design and Experimental Evaluation of an Intracavitary Ultrasound Phased Array System for Hyperthermia // IEEE Tr Biomed Eng .1994. Vol. 41, № 12. 16. Shira Lynn Broschat et al. An Insulated Dipole Applicator for Intracavitary Hyperthermia./ / IEEE Tr Biomed Eng. 1988. Vol. 35, №3. 17. Alan J.Fenn et al. Experimental Investigation of an Adaptive Feedback Algorithm for Hot Spot Reduction in Radio-Frequency Phased Array Hyperthermia // IEEE Tr Biomed Eng. 1996. Vol. 43, № 3. 18. Patel C.H. et al. Computer-Aided Design and Evaluation of Novel Catheters for Conductive Interstitial Hyperthermia // Med. Biol. Eng. Comp. 1991. № 1. 19. Diederich C.J. et al. The Development of Ultrasonic Applicators for Hyperthermia : a Design and Experimental Study // Med Phys. 1990. Vol. 17, № 3. 20. Shan A. Haider et al. Temperature Distribution in Tissues from a Regular Array of Hot Source: an Analytical Approximation // IEEE Tr Biomed Eng .1993. Vol.40, № 5. 21. Meredith R.F. et al. Ferromagnetic Thermoseeds Suitable for on Afterloading Interstitial Implant/ / Int. J.Radiat. Oncol. Biol. Phys. 1989. Vol. 17, №12. 22. Ferraro F. T. et al Alumina Ceramic as a Biomaterial for Use
in Afterloading Radiation Catheters for Hyperthermia // Neurosurgery.1989. Vol. 25. 23. Peter Fessenden et al. Experience with a Multitransducer Ultrasound System for Localized Hyperthermia of Deep Tissues // IEEE Tr Biomed Eng. 1984. Vol.31. № 1.24. Ryan T.P.et al .Design ofanAutomated Temperature Map-ping System for Ultrasound or Microwave Hyperthermia // J. Biomed Eng. 1991. Vol. 13, № 7.
Надійшла до редколегії 28.09.98 Рецензент: д-р техн. наук Синицький Л.А.
Дещиця Юрій Степанович, магістрант ДУ “Львівська політехніка”.Наукові інтереси: моделювання розподілу температурних полів при термотерапії. Адреса: Україна, 290646, Львів, вул. С.Бандери, 12, РТФ. Email: [email protected]
Костюк Іван Васильович, канд. техн. наук., доцент кафедри КТРА ДУ “Львівська політехніка”. Наукові інтереси: моделювання теплових і механічних полів. Адреса: Україна, 290646, Львів, вул. С.Бандери, 12, РТФ, тел. 72-37-25.
УДК 615.17
ИССЛЕДОВАНИЯ МОДЕЛИ ПРЕОБРАЗОВАТЕЛЕЙ СИЛЫ ПУЛЬСОВОГО СИГНАЛА
СМЕРДОВ А.А., СТОРЧУНЮ.Е._______________
Описываются результаты исследования модели преобразователей силы пульсового сигнала.
1. Введение
Пульс человека формируется под влиянием различных по своей природе факторов, что дает медицине тонкий инструмент комплексной оценки состояния органов, функциональных систем и организма в целом.
Диагностические возможности пульсового сигнала использовали еще врачи древности. Уже в 3 тысячелетии до н.э. китайские медики проводили систематические исследования пульса на основе пальпации лучевой артерии при помощи трех пальцев [1]. Показатели пульсовых колебаний в определенных точках лучевых артерий позволяют дать системную оценку функционального состояния основных органов человека.
Многозонная пульсометрия базируется на синхронной регистрации шести пульсовых сигналов в разных зонах лучевой артерии человека (по 3 на правой и левой руке). Эти зоны в тибетско -монгольской медицине получили название ЦОН, КАН и ЧАГ. Расположение зон показано на рис.1.
цон кан чаг
Рис .1. Зоны регистрации пульсового сигнала по восточной медицине
Связь между зонами лучевых артерий и внутрен -ними органами человека по тибетско - монгольской медицине представлена в таблице.
ПОЛ РУКА
ЛЕВАЯ ПРАВАЯ
ЦОН КАН ЧАГ цон КАН ЧАГ
Жен. Легкие, толст. кишеч- ник Желу- док, селе- зенка Левая почка, ПОЛОЕ, с-7ІВ. Сердце, тонкий кишеч- ник Печень, желч- ный ІГЛЬШЬ Прав. почка, ТіТО^ЕЕ. С-7ІВ.
Муж. Сердцу тонкий кишеч- ник Желу- док, селе- зенка Левая почка, ТіДОЕЕ. С-№ Легкие топот. кишеч- ник Печень, желч- ный тглыга Прав. почка, полов. с-т
Суть методики исследования пульсовых колебаний заключается в сопоставлении результатов измерений, полученых в разных зонах регистрации сигналов. В частности, для такого сопоставления может использоваться интегральный показатель К, который равен отношению энергий или мощностей спектра пульсового сигнала в частотных диапазонах 0,5 ч- 10 и 10 ч- 48 Гц [2].
Реализация методологии многозонной пульсометрии в медицинской практике связана с разработкой специфических преобразователей и методики их применения.
2. Результаты исследований
В биотехнической системе “артерия — мягкие ткани — преобразователь” присутствует нелинейный in vivo элемент — артерия. При оценке спектра пульсового сигнала используется частотно -чувствительный показатель К, поэтому регистрация пульсовых колебаний должна проходить при одинаковом воздействии на артерию, что требует различного по величине прижима преобразователя в разных зонах регистрации пульсового сигнала. Последнее обстоятельство обусловлено анатомическими особенностями биообъекта. Известно, что показателем, характеризующим внешнее воздействие на артерию,
РИ, 1998, № 3
147
может служить амплитуда выходного сигнала преобразователя.
Для регистрации пульсового сигнала используется устройство (рис.2), которое представляет собой пьезоэлектрический преобразователь, закрепленный на внутренней поверхности подвижного торца сильфона [3].
Рис.2. Структура одного из элементов устройства съема пульсовых сигналов. 1 — поверхность тела человека; 2 — сильфон; 3 — модуль пьезоэлемента (высокочастотная (ВЧ) колебательная система);
PO — давление внутри сильфона.
Характеристики такого устройства определяются рядом условий. Одним из них является независимость погрешности преобразования силы пульсового сигнала от силы внешнего прижима.
По известной модели [4] (рис.3) была найдена зависимость относительной погрешности преобра-
зования силы пульсового сигнала от силы внешнего прижима D(Fn).
Анализ проводился с помощью математического моделирования по методу электромеханических аналогий. Выражение для погрешности D(Fn) имеет вид
A(Fn)
Fd (Fn) _ 1
Fi(Fn) ’
где
Fd(Fn)=Fo
Z
34
Z
12
Zo + Z34 Z2 + Z12
Z34 -
Z1(Z2 + Z12) .
Z1 + Z 2 + Z
Z12 - ■
cZd
12
Zoc + Zd
F1(Fn) = Fd(Fn) при условии z12 ^ ж.
Результаты имитационного моделирования показали, что в физиологически допустимом диапазоне сил внешнего прижима 0 г 2 H погрешность преобразования силы пульсового сигнала изменяется до 20% в диапазоне значений жесткости преобразователя 300 г 2000 Н/м. Однако для одного пациента, как показывает практика, максимальное различие между силами прижима в крайних зонах одной руки составляет < 50 %. В этом случае межзональное изменение погрешности преобразования силы пульсового сигнала не превышает 5 %, т.е. в объектном измерении названная погрешность в отношении силы прижима преобразователя к зоне съема сигнала носит квази -систематический характер.
Такой характер погрешности наблюдается в широком диапазоне значений механического импеданса преобразователя. Конкретное же значение жесткости преобразователя определяется рядом других требований: достаточное перемещение торца сильфона в приемлемом диапазоне изменения давления внутри сильфона, обеспечение необходимого рабочего диапазона частот и т.д.
В работе [5] было показано, что неравномерность АЧХ ( < ± 30%) в рабочем диапазоне частот 0,5 - 100Гц может быть достигнута при жесткости сильфона 1500 Н/м. Однако принятая в данной работе верхняя
I
z ,(Fn)
сх
Поверхность
тела
z0
X
д ос
сххх
Z 2(Fn)
IX
Рис.3. Механическая схема биотехнической системы “артерия — мягкие ткани — сенсор”: FQ — источник пульсового сигнала (артерия); ZQ — механический импеданс артерии; Z1(Fn) и Z2(Fn) — механические импедансы мягких тканей; Zд и ZQc — механический импеданс чувствительного элемента преобразователя и сильфона, соответственно
148
РИ, 1998, № 3
граница рабочего диапазона частот преобразователя является спорной. Большинство оценок спектра пульсового сигнала составляют 0,5—40 Гц [6]. Примем для дальнейшего анализа верхнюю границу рабочего диапазона частот преобразователя равной 60 Гц.
При изготовлении сильфона из резиновой смеси И-51 степень успокоения колебательной системы составляет 0,45 , а верхняя граница рабочего диапазона частот преобразователя может быть оценена величиной 0,7 f^,
где fQ равна
±/k
2п
. Здесь k — жесткость сильфона;
m— масса колебательной системы.
В [5] была получена оценка колебательной массы m и 2 г. С учетом изложеного, из последнего соотношения жесткость сильфона составляет 600 Н/м.
Как показала медицинская практика, диаметр сильфона составляет 12 мм (в работе [5] диаметр сильфона был принят равным 20 мм) при внутреннем давлении до 200 мм рт.ст. Перемещение свободного торца сильфона будет и 5 мм, что является достаточным для проведения обследования методом многозонной пульсометрии.
3. Вывод
Исходя из требований систематического характера погрешности преобразования силы пульсового сигнала в объектном измерении, обеспечения необходимого рабочего диапазона частот при реальной массе ВЧ - колебательной системы устройства [5], а также перемещения подвижного торца сильфона » 5 мм при внутреннем давлении до 200 мм рт.ст. жесткость сильфона должна составлять примерно
600 Н/м. Возрастание колебательной массы ВЧ -системы приводит к увеличению жесткости сильфо -на и повышению давления в пневматической системе устройства Ро (рис.2).
Литература: 1. Ионаш В. Клиническая кардиология/ Пер. с чеш. Прага: Государственное изд-во медицинской литературы. 1966. 970 с. 2. Смердов А.А., Сторчун Є.В., Славітич О. Автоматизований комплекс для експрес -діагностики на основі методів західної та тібетсько-монгольської медицини // Укр. журн. мед. техніки і технології. 1997. № 1-2. С.42-46. 3. Пат. 2085111 Россия, МКИ С1 6А 61В 5/02. Устройство для измерения пульса / Азаргаев Л.Н. (Россия), БороноевВ.В. (Россия), По-плаухин В.Н. (Россия), Сторчун Е.В. (Украина). № 93052557/14; Заявл.15.11.93; Опубл. 27.07.97, Бюл. № 21. 2с. 4. Сторчун Є.В. Визначення параметрів джерела біомеханічного сигналу // Вісник держ. ун-ту “Львівська політехніка”. 1997. № 326. С. 77-79. 5. Бороноев В.В.,Поплаухин В.Н., Сторчун Ю.Е. Преобразователь силы пульсового сигнала для многозонной пульсовой диагностики // Мед. техника. 1998. № 2. С.23-24. 6. Палеев Н.Р., Каевицер И.М. Атлас гемодинамических исследований в клинике внутренних болезней. М.: Медицина, 1975. 240 с.
Поступила в редколлегию 10.09.98 Рецензент: д-р техн. наук Синицкий Л.А.
Смердов Андрей Андреевич, д-р техн. наук, профессор, зав. кафедрой КТРА РТФ, ГУ ’’Львівська політехніка”. Адрес: Украина, 290646, Львов, ул. С.Бандеры, 12, тел. 39-89-70.
Сторчун Юрий Евгеньевич, магистрант каф. КТРА, РТФ ГУ ’Львівська політехніка”. Научные интересы: пульсовая диагностика, восточная медицина. Адрес: Украина, 290646, Львов, ул. С.Бандери, 12, РТФ. Email [email protected].
УДК 519.713
КОНСТРУКТИВНАЯ РОЛЬ ШУМА В ПРОЦЕССАХ САМООРГАНИЗАЦИИ
ЛАГУТИНМ.Ф, ОГИЕНКОА.А.
Демонстрируется механизм конструктивного воздействия стохастического процесса на однородную активную сеть клеточных автоматов. Показывается, что процесс самоорганизации даже в простой системе сопровождается формированием иерархии структур. Отмечается вложенность временных и пространственных масштабов в интеграционный процесс, что соответствует зарождению фликкер-динамики.
І.Введение
В [1-3] при рассмотрении радиофизических систем допускалась возможность того, что шум может усиливать слабый гармонический сигнал, предполагалось наличие такого эффекта при возникновении кооперации между гармонической и стохастической составляющими. Считалось, что согласованность поведения обеих компонент может обеспечить бистабильная система типа триггера Шмитта. Триггер Шмитта выступал в роли статистического фильтра по отношению к стохастической компоненте и управлялся гармоническим сигналом. В максимуме амплитуды гармонического сигнала бистабильная система более
восприимчива к положительным всплескам стохасти -ческого процесса; в минимуме — к отрицательным. Таким образом, происходила модуляция вероятности перехода бистабильной системы из одного состояния в другое.
Бистабильная система, подверженная стохастическому воздействию, может быть охарактеризована таким параметром, как частота Крамерса — частота перехода системы из одного состояния в другое. Наиболее сильная кооперация между стохастической и гармонической составляющими наблюдалась при совпадении частоты гармоники с частотой Крамерса. Моменты перехода бистабильной системы определялись выбросами шумовой энергии и коррелирова-лись энергией слабого гармонического сигнала. Так как энергия сигнала была значительно меньше энергии шума, то коррелированная энергия шума превышала энергию управляющего сигнала.
В результате такого взаимодействия на выходе бистабильной системы получался усиленный шумом гармонический сигнал. В такой системе при уменьшении интенсивности шума соотношение сигналшум не увеличивалось, а наоборот уменьшалось. Рост соотношения сигнал-шум наблюдали при увеличении интенсивности шума, так что проявлялся своего рода стохастический резонанс. Поэтому явление усиления полезного сигнала шумовой энергией в бистабильной системе получило название стохастического резонанса..
РИ, 1998, № 3
149
