Просмтор этого файла доступен только зарегистрированным пользователям. Но у нас супер быстрая регистрация: достаточно только электронной почты!

Текст из файла (страница 5)

В состоянии покоя на ЭЭГ наблюдаются низкочастотные (8...13 Гц) высокоамплитудные волны, которые называют альфа-ритмом. При умственной деятельности электрическая активность клеток коры увеличивается, что приводит к снижению синхронизации и увеличению частоты, что соответствует бета-ритму (14...30 Гц).

Выделяют еще два ритма - тета-ритм (4...7 Гц) и высокоамплитудный дельта-ритм (0.5...3.5 Гц) который у взрослого человека возникает только во время сна или в состоянии глубокого наркоза. (Лит.: Квашнин С.Е., Фомин А.Г. Автоматизированный анализ ЭЭГ: Метод. указания к лаб. работе по курсу "Биомедицинская технология"/ Под ред. С.Е.Квашнина. - М.: Изд-во МГТУ, 1989.-12с.).

1.6.Реоплетизмография

В задачах неинвазивной оценки параметров гемодинамики большое значение среди традиционных методов функциональной диагностики принадлежит импедансной реоплетизмографии. Сигналы РПГ отражают текущий уровень и изменения импеданса биологического объекта. Для измерения мгновенного значения импеданса через БО пропускают зондирующий ток высокой частоты и регистрируют падение напряжения на исследуемом участке БО. При этом наблюдаемые по биполярной или тетраполярной методике потенциалы оказываются амплитудно-модулированными изменениями импеданса системы Э-БО-Э.

Для ЗТ обычно используют гармоническую форму и частоты от нескольких десятков до
нескольких сотен кГц (30...300 кГц). В этом диапазоне частот для биологических тканей
токи проводимости много больше токов
смещения (последние определяются диэлектрическими свойствами биотканей). Типичным для РПГ является регистрация сигналов базового импеданса 20..100 Ом и его пульсовых изменений в 0.05..0.3 Ом.

Частотный спектр РПГ-сигналов находится в пределах 0.1..35 Гц (по крайней мере, полоса пропускания серийных преобразователей импеданса ограничена 32 Гц по уровню -3 дБ, например 2РГ, 4РГ-2М, РПГ2-02, 4РГ-2МЦ производства НПО "Экран", г.Москва, 80-90 гг.).

Рис. 1.9. Фрагмент записи реограммы

Из приведенных сведений уже видно, что пульсовые колебания импеданса составляют крайне малую (менее 0.5%) часть базового импеданса, что определяет повышенные требования к амплитудной стабильности задающего генератора зондирующего тока в потенциальной схеме регистрации РПГ, в которой нестабильность ЗТ прямо переходит в нестабильность регистрируемых сигналов. Иногда, с целью повышения стабильности ЗТ применяют амплитудное ограничение верхушки гармонического ЗТ, в результате чего ЗТ перестает быть монохроматичным и взаимодействует сложным образом с комплексным импедансом электрод-БО-электрод.

Более того, иногда используют негармонические ЗТ. Например (дисс. к.техн.н. Псахис М.Б.) применяют последовательность радиоимпульсов длительностью 0.2...1 мс с заполнением 30 кГц - с целью увеличения числа каналов регистрации и разделения их во времени, что предотвращает взаимовли­яние ЗТ разных каналов и межканальную интерференцию.

При негармонических ЗТ необходимым
условием обеспечения сравнимой с синусоидальным режимом зондирования точности реографических измерений является совмещение энергетического спектра ЗТ или полосы пропускания ВЧ тракта РА с диапазоном частот от нескольких десятков кГц до нескольких сотен кГц, в котором реактивная компонента импеданса системы Э-БО-Э много меньше его активной составляющей.

Высокий входной импеданс потенциальных цепей и токовых выходов реографической аппаратуры, а также взаим­ная удаленность спектров АМ-ВЧ импедансных сигналов и ЭКГ позволяет проводить одновременную регистрацию РПГ и ЭКГ с единых электродных систем.

В част­ности, в методике интегральной реографии по Тищенко возможно получение с реографической электродной системы ЭКС трех стандартных отведений.

На факультете «Биомедицинская техника» МГТУ им.Н.Э.Баумана в настоящее время активно продолжают развиваться современные биоимпедансные технологии в области методических, алгоритмических и схемотехнических исследований, в том числе:

- предложена математическая модель кабельной системы пациента и проведен анализ влияния емкостей кабеля на точность импедансных измерений;

- предложен новый способ синтеза трехуровневых зондирующих токов и метод синхронного детектирования со стробированием по пятой гармонике, обладающий повышенной помехоустойчивостью;

- создана компьютерная реокардиомониторная система РКМ и проведены ее клинические испытания на лабораторных животных и пациентах;

- разработана биотелеметрическая система носимых реокардиомониторов с беспроводной передачей данных по радиоканалу.

В зависимости от целей реографического исследования различают:

- реокардиография - центрального отдела;

- реовазография - конечностей;

- реоэнцефалографию (реография головного мозга);

- реопульманография - легких;

- реогепатография - печени;

- реонефрография - почек;

- реофлебография - венозный кровоток;

- реоофтальмография - глаза;

- полиреография - многоканальное комплексное обследование и др.

Структура реографических сигналов состоит как минимум из трех типов волн:

- 1-го порядка, обусловленных сердечной деятельностью, и отражающих в основном движение крови в артериях и артериолах;

- 2-го порядка, вызванных легочной вентиляцией или дыхательной активностью,
ведущая роль в формировании которых принадлежит венозному кровотоку;

- 3-го порядка, связанных с медленно изменяющимся тонусом сосудов.

Перекрытие спектров пульсовых и медленных волн делает частотную фильтрацию малоэффективной, и регистрация пульсовых волн как правило требует задержки обследуемым дыхания.

Тип волны	Амплитуда, % от Zб	Частотный спектр
Пульсовые	0.05 – 0.5	0.3 – 30
Дыхательные	0.1 – 3	0.1 – 2
Мейера	0.05 – 0.5	0.05 - 0.3

Правила разработки Медико-Технических Требований (МТТ) представлены в ГОСТ Р 15.013-94 "Система
разработки и постановки продукции на производство. Медицинские изделия".

ГЛАВА Изменения и искажения сигналов. Ортогональные сигналы

1.7.Изменения сигналов в системах передачи

При прохождении сигналов через каналы связи могут проявляться два вида изменений сигналов. Изменения сигналов, приводящие к нарушению заключенной в них информации, называют искажениями сигналов. Возможны также изменения сигналов, не приводящие к нарушению информации. Их называют
преобразованиями сигналов.

Примерами преобразования сигналов являются амплитудная, угловая (частотная и фазовая) виды модуляций, усиление, фильтрация сигналов. Часто используются операции дискретизации сигналов, представление сигналов импульсными последовательностями, например, при адаптивной дельта-модуляции (ДМ),
широтно-импульсной модуляции (ШИМ) или
амплитудно-импульсной модуляции (АИМ), фазовой модуляции (ФМ) и манипуляции.

Преобразование дискретного сообщения в сигнал обычно осуществляется в виде двух
операций - кодирования и модуляции. Кодирование представляет собой преобра­зование сообщения в последовательность кодовых
символов, а модуляция - преобразование этих символов в сигналы, пригодные для передачи по каналу. С помощью кодирования и модуляции источник сообщения согласуется с каналом связи.

Поскольку фильтрация сигнала заклю­чается в целенаправленном изменении соотношения между различными компонентами спектра сигнала, то мы позднее особое внимание уделим теории спектров.

При изменении сигналов соответственно изменяются и их спектры. Главной особенностью их изменений является возможное возникновение в спектрах сигналов гармонических составляющих с новыми частотами. Если при изменениях сигнала в его спектре появляются новые гармоники, то такое преобразование называют нелинейным. В противном случае изменения сигнала называют линейными.

Нелинейные искажения аналогичны изменениям сигнала при воздействии на него помех. Помехами называют любые посторонние колебания в канале связи. Если частоты помехи не совпадают с частотой сигнала, то проявление этих помех получается таким же, как и при
нелинейных искажениях сигнала. Колебания же с новыми частотами, появляющиеся при нелинейных искажениях, могут рассматриваться как помехи, возникающие в канале связи.

Различают аддитивные и мультипликативные помехи. Если наблюдаемый сигнал y(t) является линейной комбинацией исходного сигнала s(t) и помехи n(t), то такая помеха называется аддитивной: y(t) = s(t) + n(t).

Если результат y(t) может быть представлен в виде y(t) = s(t) n(t), то помеху n(t) называют мультипликативной. Мультипликативные помехи чаще всего вызваны случайными изменениями параметров канала связи.

Различают помехи сосредоточенные по спектру (узкополосные), сосредоточен­ные во времени (импульсные) и флуктуационные, не ограниченные во времени и частотному диапазону. Наиболее изучен­ными являются флуктуационные помехи, которые представляют собой случайный процесс с нормальным законом распределения (гауссовский процесс).

Искажения сигналов в системах передачи зависят от свойств параметров каналов передачи сигналов. В качестве примера рассмотрим влияние коэффициента передачи К на характер вносимых искажений.

Рис. 2.10. Система передачи

Коэффициент передачи К является коэф­­фициентом пропорциональности между входным U_вх и выходным U_вых сигналом некоторой системы (см. Рис. 2 .10):

U_вых = КU_вх или: К = U_вых/U_вх (2.1)

Для ответа на поставленный вопрос следует указать на три возможных свойства коэффициента передачи К:

1) К = К_o = const - случай постоянного коэффициента передачи (К не зависит от внешних факторов). Таким свойством обладают линейные цепи (системы) с постоянными параметрами (их называют еще стационарными или инвариантными во времени).

2) K = K(t) - коэффициент К является функцией времени t, изменяясь с тече­нием времени по заданному закону К(t). Такими свойствами обладают линейные системы с переменными параметрами, такие системы называют параметричес­ки­ми (например, параметрический усили­тель, адаптивный фильтр и т.п.).

3) K = K(U_вх) - коэффициент передачи К является функцией входного сигнала. Таким свойством обладают, например, электрические цепи, содержащие различные полупроводниковые элементы (диоды, транзисторы и т.д.).

Для анализа ситуаций 1…3) возьмем гармонический входной сигнал и зададимся законами изменения коэффициента передачи К:

U_вх(t) = Um_вх cos(_ot); (2.2)

K(t) = K_o + K cos(₁t); (2.3)

K(U_вх) = К_o + аU_вх; (2.4)

где К<К_o - максимальное приращение коэффициента К, а - размерный коэффициент
пропорциональности.

1) В случае К = const, подставляя входной сигнал Error: Reference source not found в выражение Error: Reference source not found, получим выходной сигнал:

U_вых = К_oUm_вх cos(_ot) = Um_вых cos(_ot);

Этот сигнал изменяется по гармони­ческому закону с амплитудой

Um_вых = К_oUm_вх;

Характеристики

Список файлов лекций