БІОЛОГІЧНІ ТА МЕДИЧНІ ПРИЛАДИ І СИСТЕМИ · EMG, and intracellular...

БІОЛОГІЧНІ ТА МЕДИЧНІ

ПРИЛАДИ І СИСТЕМИ

БІОЛОГІЧНІ ТА МЕДИЧНІ ПРИЛАДИ І СИСТЕМИ

X Міжнародна науково-технічна конференція “Фізичні процеси та поля технічних і біологічних об’єктів”

75

BIOMEDICAL ELECTRODES AND THEIR ELECTRICAL MODELS IN VARIOUS SIGNAL CONDITIONS

Chugui A., Popov A., PhD, Associate Professor Department of Physical and Biomedical Electronics, National Technical University of Ukraine “Kyiv Pol-ytechnic Institute”

The human body is like a "source" of various electrical signals [1], describing its functioning. Due to

the fact that during the life cell potential alternates, every organ generates certain electrical signals that can be detected by various electronic devices. Currently, the most widely used biosignals are: electrocardiogram, electroencephalogram, electrooculogram, myogram and others. Monitoring is an important part of clinical research related to human life. Largely due to the received data one can determine the disease, control its flow, use appropriate methods of treatment and, consequently, preserved human life and health.

Monitoring parameters of human life is the systematic collection and processing of information about the parameters of biological objects, which may be the human organs that can be used to improve decision-making process of their functioning. Monitoring includes the steps of recording, conditioning, inspection, storage, management, etc. Since the signals from the human body are very low (of the order of millivolts and microvolts), monitoring devices must have low noise and very high sensitivity. To achieve the biosignals the biopotential electrodes are to be used, and they play crucial role in signal recording, influencing all further processing and analysis [2-3].

When we consider the problem in more detail, we see that the electrode actually carries out a transduc-ing function, because in the body current is carried by ions, whereas in the electrode and its lead wire it is carried by electrons. Thus the electrode must serve as a transducer to change an ionic current into an elec-tronic current. This greatly complicates electrodes and places constraints on their operation. To get the clear signal we shall examine the basic mechanisms involved in the transduction process and shall look at how they affect electrode characteristics.

The task of the work is examination of the principal electrical characteristics of biopotential electrodes and discussion of electrical equivalent circuits for electrodes based on these characteristics. In the work the results of modeling the electrode-skin contact cell are presented for the case of unusual recording conditions, namely in the presence of high-frequency and high-magnitude corrupting signals. Different types of biopo-tential electrodes are considered for normal monitoring conditions when used in various types of medical instrumentation systems. The most of work is focused on electrodes used for measuring the ECG, EEG, EMG, and intracellular potentials. The results on measuring and simulation of various elecetrodes are shown on the Fig. 1-2.

The new circuit model for the skin-electrode contact cell is developed (Fig. 3) and its performance is investigated. The frequency response of the proposed electrode model is presented on the Fig. 4.

Fig.1. Measured frequency response Fig. 2. Simulated frequency response



76

Fig. 3. New equivalent model Fig. 4. Simulated frequency response of a new model

REFERENCES 1. Franks, W. Impedance Characterization and Modeling of Electrodes for Biomedical Applications /

Wendy Franks, Iwan Schenker, Patrik Schmutz, and Andreas Hierlemann // IEEE Transactions on biomedi-cal engineering. - 2005. - Vol. 52, №7, - P. 1295-1302.

2. Biopotential Electrodes, Material from M. O’Donnell, U. Mich. and Webster 3. Govind Patel , S. Effect of Electrode Surface Area on Thresholds for AC Stimulation and Ventricu-

lar Fibrillation / Shivani Govind Patel and Robert A. Malkin // IEEE Transactions on biomedical engineer-ing. - 2007. - Vol. 54, №10, P. 1829-1836.

WAVELET ANALYSIS OF AUDITORY EVOKED POTENTIALS

Krashenyi I.; Popov A., PhD, Associate Professor Department of Physical and Biomedical Electronics, National Technical University of Ukraine “Kyiv Pol-ytechnic Institute”

Among the complex objective methods used to diagnose hearing loss in infants, from newborn period,

registration of auditory evoked potentials (AEP) is of particular importance [1, 2]. To identify the character-istics of AEP visual analysis methods for identification and detection are primary used, which is not conven-ient and very subjective, leading to possible mistakes and uncomparable results. Employing of automated techniques for AEP analysis could be useful for this purpose.

Thus researcher needs to choose optimal method of signal processing to analyze the quality of hearing [2]. The purpose of this study was to create a new method based on continuous wavelet transform for detec-tion of V wave in auditory evoked potentials.

Auditory Evoked Potential signals are transient electrical biosignals produced by various regions of the human brain in response to auditory stimuli (such as a periodic repetition of “clicks”). The absolute la-tency of wave V has received the most widespread clinical attention in differential diagnosis in estimating hearing sensitivity. The importance of wave V is due to its robust character and reliability under varying measurement condition and due to its predictability with decreasing stimulus intensity. An increase in la-tency with decrease in the stimulus intensity is common to all neural system; that is, neural firing becomes less frequent as the magnitude of the stimulus decreases.

In this work a new method of localization of V wave in AEP using wavelet analysis [3] is proposed. As mother wavelet Morlet mother function [3] is used. This mother function is selected in this ap-

proach because of shape similarity with wave V. The algorithm based of the proposed technique was imple-mented in MatLAB. During testing program 65 pairs of AEP signals have been processed. Among the 65 pairs - 40 pairs of signals, which are determined visually as hearing, and 25, in which the lack of hearing was visually defined. Of the 40 pairs of signals, which is determined visually hearing, in 33 our approach gave correct results. And out of 25, which visually defined as the lack of hearing, the program has identified the lack of hearing in 20. In the work standard measures of sensitivity, selectivity and specificity were defined. The technique has sensitivity 82.5 %, selectivity – 86.84 %, а specificity – 74.74 %.



77

0 0.001 0.002 0.003 0.004 0.005 0.006 0.007 0.008 0.009 0.01-5

0

5x 10-5

U, V

t, ms

0 0.002 0.004 0.006 0.008 0.01-5

0

5x 10-5

U, V

t, ms0 0.002 0.004 0.006 0.008 0.01

-5

0

5x 10-5

U, V

t, msAbsolute Values of Ca,b Coefficients for a = 300 305 310 315 320 ...

time (or space) b

scales

a

200 400 600 800 1000300315330345360375390405420435450465480495

Absolute Values of Ca,b Coefficients for a = 300 305 310 315 32

time (or space) b

scales

a

200 400 600 800 1000300315330345360375390405420435450465480495

0 0.002 0.004 0.006 0.008 0.01-5

0

5x 10-4

t, ms

coef

0 0.002 0.004 0.006 0.008 0.01-5

0

5x 10-4

t, ms

coef

0 0.001 0.002 0.003 0.004 0.005 0.006 0.007 0.008 0.009 0.01-1

0

1x 10-3

t, ms

coef

Fig.1 Еxample of detection of V wave for the case of hearing

Thus the new method of analysis of auditory evoked potentials using wavelet analysis was developed,

which gives better results comparing with other existing published methods. Morlet mother function is used in this approach because of shape similarity with wave V.

REFERENCES 1. Altman, Ya. A. “Audiology Guide”, Мoskva, DMK-Press, 2003, 359 p. (In Russian) 2. Burkard, Robert F. Auditory Evoked Potentials. Basic Principles and Clinical Application / Robert

F. Burkard, Manuel Don, Jos. J. Eggermont, – Lippincott Williams & Wilkins, 2007. – 731 p. – ISBN: 978-0-7817-5756-0

3. Daubeshies, I. “Ten lectures on Wavelets”, Izhevsk, Regularnaya I khaoticheskaya dinamika, 2001, 464 p. (In Russian)

4. Goldberger, A. L. PhysioBank, PhysioToolkit, and PhysioNet: Components of a New Research Re-source for Complex Physiologic Signals. / A. L. Goldberger, L. A. N. Amaral, L. Glass, J. M. Hausdorff, P. Ch. Ivanov, R. G. Mark, J. E. Mietus, J. B. Moody, C. K. Peng, H. E. Stanley // Circulation 101(23) - 2000. – P. 215-220.

MULTICOMPONENT DECOMPOSITION OF HEART RATE FOR PATIENTS PRACTICING THAI-

CHI MEDITATION

Popov A., PhD, Associate Professor Department of Physical and Biomedical Electronics, National Technical University of Ukraine “Kyiv Polytechnic Institute” (Kyiv)

Heart rate variability (HRV) analysis plays important role in modern diagnostics of human body state.

Variations of heart rate can be caused by neurohumoral regulation background, health reserve, sympatho-parasympathic balance and even overall quality of life. HRV analysis can be used for evaluating the state of heart and central nervous system in diseased patients, as well as for healthy persons. Changes in heart rate and its variability can be observed over time intervals of different duration, hence these changes could be caused by processes of different duration. Information about oscillations in heart rate represented separately for different time scales could be useful for diagnostics [1].

In this work the new technique of heart rate signal decomposition into components in which only changes of different durations are presented separately from each other is developed. This technique for decomposing the signal into different components employs orthogonal dyadic wavelet transform of discrete



78

signals. The scales of decomposition are selected preliminary by newly developed approach of setting the correspondence between time scale of changes in signal and duration of scaled mother wavelet function.

The application of the proposed technique is illustrated with decomposition of heart rate signals from healthy subjects practicing Thai-Chi meditation [2]. Parts of a signal corresponding to slow heart rate fluctuations and the series of detalization parts which correspond to fast fluctuations each for different scales (Fig. 1-2) could be obtained separately and used for further analysis.

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 450050

100

150

Heart BeatsHea

rt R

ate,

bpm Heart Rate signal for c1pre

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 45000

500

1000Approximation Coefficients for 5-th Level

Time Shift

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-100

0

100

Time Shift

Detailization Coefficients for 5-th Level

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-100

0

100

Time Shift


0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-50

0

50

Time Shift


0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-50

0

50

Time Shift


0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-20

0

20

Time Shift


Fig. 1 – Decomposition of heart rate signal before meditation

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 450050

100

150

Heart Beats

Hea

rt R

ate,

bpm Heart Rate signal for c1med

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500400

600

800Approximation Coefficients for 5-th Level

Time Shift

0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-100

0

100

Time Shift


0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-100

0

100

Time Shift


0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-100

0

100

Time Shift


0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-50

0

50

Time Shift


0 500 1000 1500 2000 2500 3000 3500 4000 4500-20

0

20

Time Shift


Fig. 2 – Decomposition of heart rate signal from the same patient as on Fig.1 but during meditation



79

Proposed technique is capable to extract signal components with fluctuations of various time durations from the heart rate signal. It is promising for detailed thorough analysis of time alternations in biological signals at different scales separately.

REFERENCES 1. Mikhailov V. M. Heart rate variability: the experience of practical application, 288 p., Ivanovo

State Medical Academy Publishing, Ivanovo, 2002. (in Russian) 2. Goldberger A. L., Amaral L. A. N., Glass L., Hausdorff J. M., Ivanov P. Ch., Mark R. G., Mietus

J. E., Moody G. B., Peng C. K., Stanley H. E. “PhysioBank, PhysioToolkit, and PhysioNet: Components of a New Research Resource for Complex Physiologic Signals”, Circulation, 101(23), pp. e215-e220, 2000.

МЕДИЦИНСКАЯ РЕАБИЛИТАЦИОННАЯ АППАРАТУРА

Антонова Е. И. , к.б.н., доцент Кременчугский национальный университет имени Михаила Остроградского

Оснащение реабилитационных учреждений (больниц, центров, отделений) современными тех-ническими средствами, а также их совершенствование и создание новых образцов в настоящее время является актуальным вопросом медицинской реабилитации. В большинстве физиотерапевтических отделений (основная структура реабилитационных учреждений) имеющаяся аппаратура по своим техническим характеристикам, эстетическому оформлению, удобству и надежности в эксплуатации, устарела, не соответствуют существующим нормативным требованиям.

Одним из возможных путей модернизации технической базы медицинской реабилитации явля-ется оснащение отделений качественной реабилитационной аппаратурой ведущих мировых произво-дителей (“Gymna Uniphy”, “GBO”, “BTL” и др.), которые в настоящее время присутствуют на рынке аппаратуры Украины. Они занимаются не только распространением собственной продукции, но и обеспечивают обучение персонала, информационную поддержку аппаратуры своего производства.

В тоже время, более перспективным и экономически целесообразным является поддержка оте-чественных производителей, которые могут и должны реализовывать запросы практической реабили-тологии. На начальном этапе производства современной реабилитационной аппаратуры ее изготов-ление может происходить на основе зарубежных комплектующих материалов с последующим вы-пуском лицензионной продукции и создания на их основе оригинальных разработок. Сотрудничество производителей реабилитационной аппаратуры и учреждений медицинской реабилитации требует государственного регулирования и поддержки – юридической, финансовой и организационной, что позволит в краткие сроки наладить выпуск недорогой и качественной реабилитационной аппаратуры.

В настоящее время выделяют такие направления создания реабилитационной аппаратуры: – во-первых, выпускаются сложные комплексы для лазеротерапии, магнитотурботроны, тра-

компьютеры для вытяжения позвоночника, которые, как правило, устанавливаются в специализиро-ванных отделениях больниц восстановительного лечения;

– во-вторых, традиционно производится аппаратура для стационаров больниц (УВЧ, СВЧ и т.п.). Среди этой аппаратуры можно выделить физиотерапевтическую линию современных аппаратов с микропроцессорами, отвечающим мировым требованиям и технике безопасности, фирмы "BTL". Фирма обеспечивает гарантийное обслуживание аппаратов и снабжение запасными частями. Пред-ставляется перспективным модернизация физиотерапевтических отделений этой аппаратурой. В не-котором смысле, эти приборы – эталон дизайна и качества. Основные их преимущества – простота, надежность и легкость в работе;

– в-третьих, важной тенденцией является создание портативной реабилитационной аппаратуры, которая может использоваться не только в больницах, но и в амбулаторно-поликлинических услови-ях, быту.

С учетом указанных направлений развития технического обеспечения медицинской реабилита-ции, современными требованиями к выпускаемой реабилитационной аппаратуре, которые необходи-мо учитывать в ее производстве, являются:



80

– создание многоцелевых, компактных, безопасных, многоканальных портативных приборов нового поколения на микропроцессорах, позволяющих проводить лечение факторами различной фи-зической природы (сочетанное, комбинированное, комплексное) не только в реабилитационных от-делениях, но и в палатах больных, а также в бытовых условиях в соответствии с принципами “ди-пломатной физиотерапии”;

– возможность дозирования процедуры (задания режима, вида, длительности и др. показателей работы) из системы экранных меню, а также работа по заранее разработанным и апробированным программам реабилитации в зависимости от вида заболевания, стадии его течения, остроты процесса и т.п.

– запоминание и хранение в постоянной памяти прибора персональных (авторских) программ (схем лечения) и их воспроизводство при проведении процедур, ведение электронной учетной доку-ментации при обслуживании больных, ее накопление и статистическая обработка;

– функционирование прибора с соблюдением “принципа обратной связи” – регистрация реак-ция больного на проводимые мероприятия, автоматическое изменение характеристик действующего фактора в аппаратно или искусственно задаваемых пределах в зависимости от характера этой реак-ции, а также полное прекращение процедуры при превышении этих пределов;

– повышение безопасности эксплуатации прибора и контроля проводимого лечения путем ин-формирования медперсонала о патологической реакции больного световыми и/или звуковыми спосо-бами сигнализации; предоставление возможности динамической регистрации, воспроизведения и сохранения на магнитные носители основных показателей жизнедеятельности организма (например, давления крови, частоты и ритмичности сердечных сокращений, частоты дыхательных движений, электрического кожного сопротивления и др. показателей по необходимости) во время процедуры, а также способность проведения их аппаратного математического анализа (например, спектрального анализа ритма сердца);

– разработка и широкое применение усовершенствованных приборов для воздействия на весь организм и его отдельные органы и системы при проведении: гидротерапии (многоцелевые ванны жемчужные, вибрационные, подводный душ-массаж, “гидроколон”), виброакустической (“вибраци-онное кресло”) и вибротракционной терапии (ТраКомпьютер), баро- (“лимфопресс”) и термотерапии (мини- и вибросауны, “альфа-капсула)”, искусственной климато- (аппараты “горный воздух” и синг-лентного кислорода, озоно- и аэротерапии, гипоксикаторы) и бальнеотерапии (электронные дозаторы минеральных вод и лекарственных коктейлей различной степени минерализации (концентрации), содержания газа и температуры), психофизиологической разгрузки в комнатах (кабинетах) с элемен-тами хромо-, фоно- и арт-терапии, кинезотерапии многофункциональными тренажерами и мини-бассейнами;

– соответствие реабилитационной аппаратуры современным направлениям приближения ква-лифицированной медицинской помощи больным (телемедицина, интранет- и интернет-медицина и т.п.) – в аппаратах должна быть предусмотрена возможность их объединения в единую электронную сеть с возможностью передачи данных, осуществления контроля и управления работой прибора с удаленного терминала и т.п.

Реализация указанных путей оснащения реабилитационных учреждений, создания и усовер-шенствования реабилитационной аппаратуры позволит повысить доступность, качество реабилита-ционного лечения и сократит его сроки.

ЛИТЕРАТУРА. 1. Мухін В. М. Фізична реабілітація. – К. 2000. 423 с. 2. Лікувальна фізкультура та спортивна медицина. За ред В. В. Клапчука, Г. В. Дзяка.- Київ:

Здоров,я. 1995. 312 с. 3. Васичкин В. И., Васичкина Л. Н. Приёмы массажа. Невская литература.2003. 397с. 4. Соловьёв В. Г. Техника массажа. СПб, 1912. 5. Справочник по физиотерапии./ Под ред. Ясногородского В. Г. – М. Медицина, 1992.- 512 с.



81

ВИМОГИ ДО ЕЕГ-МОДУЛЯ ДЛЯ ОЦІНКИ ГЛИБИНИ АНЕСТЕЗІЇ

Боділовський О. К.; Попов А. О., к.т.н. доцент; Карплюк Є. С.; * Ткаченко В. Л., к.ф-м.н. Кафедра фізичної та бiомедичної електроніки, Національний технічний університет України "Київський політехнічний інститут"; * ТОВ «Компанія «ЮТАС»

Однією з актуальних проблем в медицині є моніторинг глибини загальної анестезії пацієнта під час хірургічного втручання. Точна оцінка глибини анестезії сприяє підбору препарату для конкретно-го пацієнта, таким чином запобігаючи передозуванню анестетиків і поліпшення результатів одужання пацієнтів. В останнє десятиліття в світі відбулося значне збільшення числа досліджень, присвячених розвитку, порівнянню і перевірці приладів оцінка глибини анестезії, які використовують методи ана-лізу електричної активності головного мозку людини [1].

Незважаючи на те, що електроенцефалографічні дослідження головного мозку проводяться вже понад вісімдесят років і техніка та методи досліджень є стандартизованими та загальноприйнятими, з появою нової області використання з’явилися нові вимоги до проведення реєстрації, які відрізняють-ся від вимог характерних для зняття рутинної електроенцефалограми (ЕЕГ) [2].

Оцінку глибини анестезії необхідно проводити в звичайних операційних, які, як відомо, не є екранованими кімнатами, де зазвичай проходять ЕЕГ дослідження, а навпаки мають ряд приладів, що негативно впливають на якість знятого сигналу. Серед них такі потужні постановники завад, як дефі-брилятори, коагулятори, апарати штучної вентиляції легень та ін. Особливості умов реєстрації елект-роенцефалографічних сигналів накладають певні обмеження як на електроди та систему відведень, так і на сам прилад реєстрації [3].

Незважаючи на те, що прилади для контролю глибини наркозу присутні на ринку, жоден з них не може вважатися досконалим, і жодна методика ще не є загальноприйнятою в клінічній практиці. На сьогоднішній день в вітчизняних та зарубіжних літературних джерелах не сформовано загальних вимог до технічних засобів оцінки глибини анестезії, що призводить до стримування розвитку в даній області. Різноманітні реалізації приладів ускладнюють уніфікацію їх характеристик та призводять до значних труднощів при порівнянні результатів.

На кафедрі фізичної та біомедичної електроніки НТУУ "КПІ" проводяться дослідження по ви-найденню нових методів оцінки глибини наркозу та по створенню приладів моніторного контролю стану анестезії, які б задовольняли потреби сучасної медицини.

В даній роботі проведено огляд, порівняння та узагальнення існуючих систем визначення гли-бини наркозу за даними вимірювання ЕЕГ, обґрунтовано вибір електродів, кількості та системи від-ведень електроенцефалограми, які, на думку авторів, є найоптимальніші при вирішенні задач оцінки глибини анестезії. Значна увага приділена схемотехніці майбутнього модулю реєстрації, а також за-пропонована елементна база, на якій він буде реалізований.

ЛІТЕРАТУРА 1. Bojan Musizza, Samo Ribaric, Monitoring the Depth of Anaesthesia // Sensors 2010, 10. 2. Фесечко, В. А. Мониторинг биомедицинских сигналов в автоматизированных комплексах

ранней диагностики / В. А. Фесечко, В. Л. Ткаченко, Ю. С. Синекоп, Н. Г. Иванушкина, А. А. Попов, Е. С. Карплюк, Е. О. Иванько, О. К. Бодиловский, Луай Х. А. Афана // Электроника и связь. - 2010. - № 2. - С. 154 — 160.

3. A. J. Casson, D. C. Yates, Wearable Electroencephalography // ENGINEERING IN MEDICINE AND BIOLOGY MAGAZINE, May/June 2010, 44-56.

ПРИСТРІЙ ВИЗНАЧЕННЯ ТА ОЦІНКИ СТАНУ БАРАБАННОЇ ПЕРЕТИНКИ Вакуленко Ю. В., студ.; Григоренко В. Ю., расист.; Саньков С. В., старш. викладач Кременчуцький національний університет імені Михайла Остроградського E-mail: [email protected]

Потреби сучасної медицини і прогрес в області створення лазерної медичної техніки обумови-

ли розробку і введення нових модифікацій діагностичних методів. З метою діагностики широко ви-користовуються джерела лазерного випромінювання. Сучасною тенденцією розвитку лазерної меди-



82

цини є створення і застосування так званих інтелектуальних лазерних медичних систем. Під цим ро-зуміється включення до їх складу засобів програмного і інформаційного забезпечення, оперативної діагностики і адаптивного управління процесами впливу випромінювання на органи і організм люди-ни в цілому.

Розвиток нових лазерних технологій і останні досягнення мікроелектроніки призвели до прак-тичного використання в медичній практиці напівпровідникових (діодних) лазерів. До основних пере-ваг напівпровідникових лазерів відносять: малу споживану потужність (що дозволяє створювати по-ртативні пристрої з автономним живленням), та малі масогабаритні параметри [1].

Біологічна дія лазерного випромінювання являє собою комплекс структурних, функціональних і біохімічних змін, що виникають в організмі. Наслідки цієї дії залежать як від фізіологічних власти-востей тканин (відбиваючих і поглинаючих можливостей, теплопровідності, теплоємності та інших), так і від характеристик випромінювання (щільності потужності, довжини хвилі, ступеня когерентнос-ті, поляризації) [2].

Всі прилади лазерної терапії при їх різноманітності і конструктивних відмінностях складаються з однакових функціональних частин. До головних елементів відносять лазерний випромінювач, який визначає можливості приладу і сферу його використання, та генератор, що забезпечує задані режими роботи випромінювача.

У багатьох напівпровідникових приладах можуть використовуватися лазери, які різняться між собою за режимами роботи, потужністю, довжиною хвилі випромінювання.

Розроблений пристрій спроектовано в рамках створення нового покоління лазерної і комп’ютерної техніки, що дозволяє використовувати його у медицині для діагностики стану слухово-го аналізатора людини. За допомогою даного приладу можна виміряти амплітуду коливань барабан-ної перетинки, з використанням принципово нових технологій, за спектром автодинного сигналу на-півпровідникового лазера. Автодинний ефект заключається у зміні вихідного спектру генерації одно-частотного лазерного випромінювання внаслідок потрапляння у резонатор частини зворотно розсія-ного випромінювання на частинках, що рухаються [3, 4].

Спектр автодинного сигналу має постійну компоненту, гармоніку основної частоти та її гармо-нічні складові. Тому за амплітудами гармонік спектру відбитого автодинного сигналу можна визна-чити амплітуду коливань барабанної перетинки. Сама перетинка коливається під дією сталого зовні-шнього звукового сигналу генератора.

До складу розробленої вимірювальної автодинної системи входить блок випромінювача, який складається з напівпровідникового лазера, блоку мультивібраторів та блоку підсилювача. Для збу-дження коливань перетинки використовується випромінювач звукових хвиль (акустична система), яка працює від генератора звукових частот з підсилювачем сигналів цих частот. Відбите від перетин-ки лазерне випромінювання реєструється за допомогою інфрачервоного фотоприймача, підсилюється у блоці операційного підсилювача, оцифровується та перетворюється у послідовний код. Для переда-чі результату перетворювання в комп’ютер використаний інтерфейс USB.

Запропоновані принципи реєстрації і аналізу сигналу лазерного автодину можуть забезпечити отримання абсолютних вимірювань амплітуд вібрацій з точністю, недосяжною для відомих електро-магнітних перетворювачів [3], а пристрій дозволяє визначити характеристики барабанної перетинки в усьому діапазоні звукових частот, та дає можливість діагностувати зменшення її пружних властивос-тей.

ЛІТЕРАТУРА 1. Щербатюк В.А., Лисенкова А.Г., Лазер вместо иголок? – Бытовая радиоэлектроника. – 2003. –

№ 11. – С. 21. 2. Большая медицинская энциклопедия. / Под ред. Б.В. Петровского. – М.: Советская энциклопе-

дия, 26 т, 1985. – С. 146. 3. Усанов Д.А., Мареев О.В., Скрипаль А.В., Камышанский А.С. Измерение амплитуды колебаний

барабанной перепонки по спектру автодинного сигнала полупроводникового лазера на квантоворазмер-ных структурах. – Биомедицинские технологии и радиоэлектроника, 2004. – № 8-9. – С. 94-97.

4. Гордиенко В.М., Коновалов А.Н., Панченко В.Я. Лазерная абляция биотканей и ее диагностика по доплеровскому сигналу обратного рассеяния. – Биомедицинские технологии и радиоэлектроника, 2002. - № 3. – С. 16-22.



83

ОПТИКО-ЕЛЕКТРОННИЙ ПРИЛАД ФОТОРЕГЕНЕРАЦІЇ БІОЛОГІЧНИХ СТРУКТУР ЖИВИХ ОБ’ЄКТІВ

Дастжерді А. Х. М., асп.; Клочко Т. Р., к.т.н, с.н.с., Скицюк В. І., к.т.н., с.н.с., * Голопура С. І., к.вет.н., доц. Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут», * Національний університет біоресурсів і природокористування України, м. Київ, Україна Е-mail: [email protected]; [email protected]

Нагальною проблемою сучасного приладобудування та медицини є створення нових методик, нової техніки, що забезпечують інтенсивний лікувальний результат без побічних ефектів, зокрема техніки, яка застосовує немедикаментозні методи.

Розглянуто засади дії оптико-електронного приладу, які базуються на впливі електромагнітним випромінюванням оптичного діапазону на відповідні патологічні зони тіла хворої тварини та резуль-тати, які підтверджують вірність обраних режимів при дослідженні її стану [1, 2]. Прилад реалізує інтегровану фізіотерапевтичну хвилю модульованого електромагнітного випромінювання в оптично-му діапазоні у вигляді лікувального інтегрованого кадру експозиції опромінення поверхні біологічно-го об’єкта з визначеними просторово-часовими параметрами [3]. У корпусі голівки приладу встанов-лено низку оптичних модулів, які забезпечують вплив модульованим когерентним випромінюванням довжиною хвилі 0,53 мкм та потужністю 3,5 мВт і 0,65 мкм та потужністю 4,6 мВт, а також вплив модульованим некогерентним випромінюванням довжиною хвилі 0,54 мкм потужністю 2,5 мВт.

Запропонований інтегрований оптико-електронний прилад діє з одночасним застосуванням ка-налу спостереження за потужністю світлового випромінювання. Застосовані режими забезпечують налагодження на стабільний режим роботи оптичного модулю. Прилади мають модулі частотної моду-ляції світлового випромінювання та регулювання енергетичних характеристик для налагодження на від-повідний режим для кожного конкретного випадку застосування залежно від органу, на який здійснюють вплив.

Ефект впливу інтегрованого модульованого когерентного випромінювання на біологічні струк-тури тканини живого об’єкту базується на підсиленні процесів метаболізму, які є в прямій залежності від мембранної рівноваги в клітинних структурах організму.

Застосовані режими імпульсного інтегрованого випромінювання дозволяють досягти стимуля-ції метаболічних процесів у клітинній структурі живого об’єкта, які призводять до покращення обмі-ну речовин та до значного поліпшення фізіологічного стану організму. Наведені показники крові визначених груп дослідних тварин до та після впливу на їх організм інтегрованим лазерним випромі-нюванням доводять позитивний вплив застосування нової методики стимуляції фізіологічного стану організму. Внаслідок подібного впливу спостерігались зміни на краще складу крові, нормалізація загального стану та різке збільшення потужності електромагнітного поля дослідної тварини. При цьому спостерігається підвищення роботи імунної системи живого об’єкта, що надає нові перспекти-ви застосування створеного інтегрованого оптико-електронного приладу «ПРОМІНЬ-12.АРІА» у різних сферах медицини, в тому числі ветеринарної медицини.

Одержані авторами результати свідчать про стимуляцію загальних механізмів адаптації та іму-нної реактивності, а також про відновлення функціонального стану організму тварин під дією низь-коенергетичного електромагнітного випромінювання оптичного діапазону через біологічно активні точки організму. Запропоновані схеми апарату для фізіотерапевтичного впливу низькоінтенсивним випромінюванням із інтегрованими випромінювачами можуть бути перспективним напрямом розви-тку лазерних медичних технологій при проведенні досліджень регенерації біологічних тканин з вико-ристанням енергобезпечних режимів. Методи побудови та застосування приладів потребують по-дальших досліджень з метою створення режимів інтегрованого впливу поширеного діапазону частот електромагнітного випромінювання.

ЛІТЕРАТУРА 1. Вплив інтегрованого електромагнітного випромінювання на організм хворих на диспепсію та

бронхопневмонію телят / С. І. Голопура, О. О. Скиба, Т. Р. Клочко, А. Х. М. Дастжерді. В кн.: кон-фер. професорсько-виклад. складу, наук. співроб. і аспір. Тези допов. – Київ, 12 - 13 березня 2009 р. - К.: НУБіП України. – 2009. – С. 43-44.



84

2. Інтегровані фізіотерапевтичні системи ТОНТОР: монографія / Г. С. Тимчик, В. І. Скицюк, Т. Р. Клочко. – К.: НТУУ «КПІ», 2007. – 216 с.

3. Патент на корисну модель № 61013. Україна. МКП A61N 5/06. Спосіб профілактики і ліку-вання рубцевих утворень / А. Х. М. Дастжерді, Т. Р. Клочко, В. І. Скицюк. Заявка u2010013141. 21.03.2011. Заявл. 05.11.2010. Опубл. 11.07.2011. Бюл. № 13.

КОМП’ЮТЕРНЕ ІМІТАЦІЙНЕ МОДЕЛЮВАННЯ ДИХАЛЬНОГО ШУМУ Дедів І. Ю., Хвостівський М. О., к.т.н., стар. викл. кафедри біотехнічних систем Тернопільський національний технічний університет імені Івана Пулюя

Моделювання дихального шуму (ДШ), як звуку дихання людини, є актуальною науково-

технічною задачею, розв’язання якої дає змогу зменшити економічні, часові та технічні витрати на проведення експериментів. Створення імітаційної моделі ДШ використовується для потреб тестуван-ня розроблених алгоритмів, їх статистичного опрацювання. Оскільки ефективність моделюючих ал-горитмів суттєво залежить від математичної моделі ДШ, тому базуючись на розробленій математич-ній моделі ДШ у вигляді періодично корельованого випадкового процесу [1] та аналізі структури дихального шуму (сума обвідної сигналу і шуму), яка зображена на рис. 1,а, імітаційну модель побу-довано у вигляді виразу:

( ) ( ) ( ) ktintiti обвідна ⋅Δ⋅Δ=Δ ξξ , ∈i , (1)

де ( )tin Δ - білий гаусівський шум; k – коефіцієнт нормування по амплітуді; ( )tiобвідна Δξ – обвідна ДШ (рис.1,а):

( ) ( ) ( )∑=

+ΔΔ=ΔM

jTjDобвідна kNtistnti

j1χξ , (2)

де ( )tis j Δ - j-та хвиля обвідної ДШ (рис.1,б):

( ) ( )( ) [ ] MjtSeftAtisjj

j

j TxAjKt

jTjj ,..,3,2,1,N0;i ,2sin =∈Δ+⋅⋅⋅+⋅⋅⋅=Δ ⋅− ψψπ

де ( )tijD Δχ =

⎩⎨⎧

∉Δ∈Δ

j

j

DtiDti

якщо,0 якщо,1

- індикаторна функція; [ )jj TxTxj NND ,

1−= , 00 =Tx ; j –

номер хвилі, j=1,2,3,..,M; jTx – період j -ої хвилі; jA - амплітуда j -ої хвилі;j

f - частоти коливань

синусоїд (в даному випадку для півперіоду); jK - коефіцієнти нахилу j -ої хвилі; jS - масштабні

коефіцієнти для j -ої хвилі; { } { }( )ADAMrndjA ,=ψ і { } { }( )TDTMrnd

jT ,=ψ - випадкові величини

для амплітуд та тривалостей часових j -ої хвилі розподілених за нормальних законом із математич-ним сподіваннями { } ( ) 0== jTxMAM та дисперсіями { }jAD , ( )jTxD .

(а) (б) Рисунок 1. Реалізація дихального шуму в межах одного періоду (а) та параметри його обвідної (б)



85

На рис. 2 зображено реалізацію зімітованого ДШ для 8-ми періодів за допомогою виразу (1) в

середовищі MATLAB 7.0.

Рисунок 2. Реалізація зімітованого дихального шуму (8 періодів)

Розроблена імітаційна модель дихального шуму на базі періодично корельованого випадково-го процесу дає змогу імітувати реалізації сигналів (норма чи патологія) з метою тестування алгорит-мів його опрацювання у комп’ютерних аускультативних системах для задач діагностування стану дихальної системи людини.

ЛІТЕРАТУРА 1. Драґан Я.П., Дедів І.Ю. Обґрунтування математичної моделі дихальних шумів у вигляді

періодично корельованого випадкового процесу // Комп’ютерні системи та компоненти. – Чернівці: Чернівецький університет. – 2008. № 426. – С. 93-97.

МЕТОД СТАТИСТИЧНОГО ОПРАЦЮВАННЯ ВОКАЛІЗОВАНИХ ФРИКАТИВНИХ ЗВУКІВ

ДЛЯ ЗАДАЧ ДІАГНОСТИКИ ГОЛОСОВОГО АПАРАТУ ЛЮДИНИ Дозорський В. Г., асист.; Дедів Л. Є., асист. Тернопільський національний технічний університет імені Івана Пулюя

Беручи до уваги тенденцію до зростання числа людей із захворюваннями органів голосового

апарату, що спостерігається щорічно, важливим завданням сучасної медицини є завчасна діагностика патологічних змін в голосовому апараті на ранніх етапах їх виникнення та розвитку. Патологічні зміни органів голосового апарату призводять до порушень в їх роботі, що знаходить своє виразне відображення в голосових сиґналах – вокалізованих фрикативних звуках (ВФЗ). Це пояснюється складністю їх творення. Своєчасна діагностика дає змогу виявити функціональні зміни на ранніх ета-пах їх виникнення та провести профілактичні заходи або вибрати курс лікування при розвитку хворо-би. Ефективність роботи діагностичної системи залежить від математичної моделі, що лежить в осно-ві її функціонування та визначає методи статистичного опрацювання сиґналів (ВФЗ), на основі яких будується програмне забезпечення цієї системи. В працях [1,2] обґрунтовано адекватність задачі діа-гностування голосового апарату моделі ВФЗ у вигляді періодично корельованого випадкового проце-су (ПКВП).

Одним із методів статистичного опрацювання ВФЗ при поданні їх у вигляді ПКВП є синфазний метод [3], який ґрунтується на тому, що відліки значень сиґналу через період корельованості при різному виборі початку відліку (початкової фази) утворюють стаціонарну ергодичну векторну випад-кову послідовність. На основі даного методу характеристики ВФЗ обчислюють за виразами:

( ) ( )∑−

=

+=1

0

1 N

kkTt

Ntm ξ , ( ) ( ) ( )∑

−

=

+++=1

0

001,N

kkTtkTut

Nutb ξξ , (1)



86

де ( ) ( ) ( )tmtt −= ξξ0

– центровані значення випадкового процесу ( )tξ , T – період корельова-ності.

В кореляційному аналізі ВФЗ, окрім отримання оцінок коваріації ( )utb ,)

, ставиться також зада-ча знаходження оцінок коваріаційних компонент ( )uBk

), які характеризують структуру часової мін-

ливості. Оцінювання коваріаційних компонент здійснюється за статистикою ( )utb ,)

:

.2exp)(1)(ˆ0

dttT

ikubT

uBT

k ⎟⎠⎞

⎜⎝⎛= ∫

π (2)

Результати проведених досліджень показали, що отримані з ВФЗ синфазним методом оцінки коваріаційних компонент ( )uBk

) є інформативними ознаками сиґналу, інваріантними у часі та вияв-

ляють локалізацію розподілу потужності сиґналу на певних частотах. Отримані інваріанти показують однорідність властивостей сиґналу, і поряд з тим зміни, за характером і значеннями яких можна оцінити стан голосового апарату, а також діагностувати зміни його функціонування. Запропонований метод статистичного опрацювання ВФЗ може бути використаний для побудови систем автоматизова-ного діагностування змін функціонального стану органів голосового апарату людини.

ЛІТЕРАТУРА 1. Дозорський В. Модель акустичного сигналу для виявлення порушень стану дихальної систе-

ми та голосового апарату як частковий випадок стохастичної коливної системи / Н.І. Джичка, І.Ю. Дедів, В.Г. Дозорський, Я.П. Драґан // Вісник Національного університету “Львівська політехніка” “Комп’ютерні науки та інформаційні технології”. – Львів : НУЛП, 2011.

2. Дозорський В. Обґрунтування математичної моделі фрикативного звуку у вигляді періодич-но корельованого випадкового процесу / Я. Драґан, Є. Яворська, В. Дозорський // Вісник тернопіль-ського національного технічного університету ім. І. Пулюя. – Тернопіль : ТНТУ ім. І. Пулюя, 2010. – Т15, №10. – С. 159-164.

3. Драґан Ярослав Петрович. Енерґетична теорія лінійних моделей стохастичних сиґналів : мо-нографія / Я. П. Драган. – Львів : Центр стратегічних досліджень еко-біо-технічних систем, 1997. –ХVІ+333 с. – ISBN 5-12-003724-0.

РОЗРОБКА ПРОГРАМНО-АПАРАТНОГО КОМПЛЕКСУ ОЦІНКИ ГЛИБИНИ АНЕСТЕЗІЇ ЗА ПОКАЗАННЯМИ ЕЛЕКТРОЕНЦЕФАЛОГРАФІЇ ТА ВАРІАБЕЛЬНОСТІ СЕРЦЕВОГО РИТМУ

Єгоренков А. А.; Боділовський О. К.; Попов А. О., к.т.н. доцент; * Ткаченко В. Л., к.ф-м.н. Кафедра фізичної та бiомедичної електроніки, Національний технічний університет України "Київський політехнічний інститут"; * ТОВ «Компанія «ЮТАС»

Однією з актуальних проблем в медицині є безперервний моніторинг глибини анестезії пацієн-та під час проведення хірургічних операцій. На сьогоднішній день системи моніторингу глибини ане-стезії не є досконалими, адже жодна із систем не дає однозначних та повних даних стосовно глибини анестезії пацієнта, що в свою чергу може призвести до значних ускладнень під час хірургічних опе-рацій та значно подовжити термін післяопераційної реабілітації. Все актуальнішою стає проблема якісного, та більш глибокого аналізу глибини анестезії, що базується на даних відразу декількох по-казників стану організму пацієнта, таких як, наприклад, електроенцефалограма та варіабельність сер-цевого ритму. Тобто важливим завданням при винайденні універсального показника глибини анесте-зії є поєднання в одному апаратно-програмному комплексі таких даних, що могли б утворити інтег-ральний критерій, по якому можна було б однозначно судити про вплив анестезії на стан пацієнта [1].

Лікарі потребують таких систем моніторингу, які б поєднували в собі простоту та легкість у використанні систем реєстрації та виводу даних, які би забезпечили їх потрібними даними, які можна легко інтерпретувати. Простота системи повинна поєднуватися із складністю математичного апарату обробки даних вимірювань, який повинен забезпечити необхідну точність та надійність результатів. Важливим є і той факт, що система повинна бути неінвазивною та безпечною для пацієнта. Алгоритм



87

роботи програми повинен передбачувати можливість сигналізації у разі збою в роботі апаратної чи програмної частини комплексу [2].

В роботі представлено розроблений апаратно-програмний комплекс, який при визначення гли-бини анестезії пацієнта бере за основу дані енцефалографії та варіабельності серцевого ритму пацієн-та. Апаратна частина комплексу складається із реанімаційно-хірургічного монітору UM-300 (Компа-нія UTAS, Україна) та BIS-модуля (Covidien, США). Програмна частина комплексу створена на осно-ві мови блочного програмування LabVIEW, яка слугує для візуалізації даних та їх наступної обробки і представлення у відповідності до поставлених цілей.

ЛІТЕРАТУРА 1. Попов А.О., Фесечко В.О., Канайкін О.М., Глоба М.В., Ткаченко В.Л., Карплюк Є.С. Методи

та технічні засоби оцінки глибини анестезії // Электроника и связь. Тематический выпуск «Проблемы электроники», ч. 2. – 2007. – С. 59 – 64.

2. Фесечко В.О., Боділовський О.К., Карплюк Є.С. Моніторинг біомедичних сигналів в автома-тизованих стендах ранньої діагностики // Электроника и связь 2. Тематический выпуск «Єлектроника и нанотехнологии», ч. 2. – 2006. – С. 54 – 58.

3. N. I. Kalyadin, V. A. Lemenkov, I. R. Losev and S. I. Kantor. Problems of medical monitoring of patients and the requirements for development of computer monitoring systems // «Biomedical Engineer-ing», No. 2, – 1996. – pp. 25–28.

ВИЗНАЧЕННЯ ОПТИМАЛЬНИХ ЗНАЧЕНЬ НАДЛИШКОВОГО ТИСКУ В КРІОСТАТІ ДЛЯ АПЛІКАТОРА КРІОХІРУРГІЧНОЇ УСТАНОВКИ «КРІО-ПУЛЬС»

Жарков А. Я., інженер. Науково-виробнича фірма «Пульс», м. Київ E-mail: [email protected]

Кріохірургічний метод лікування – руйнування патологічної тканини шляхом глибокого охоло-дження (кріодеструкція) – входить в перелік найбільш дієвих та ефективних методів при лікуванні онкологічних захворювань. Кріохірургія відноситься до методів лікування, ефективність застосуван-ня яких суттєво залежить від технічних можливостей кріохірургічної техніки. Кріобіологічні дослі-дження дозволили визначити основні механізми кріодеструкції біологічної клітини, які, в свою чергу, стали основою технічних вимог до кріохірургічної апаратури [1]. До них відносяться висока холоди-льна потужність кріохірургічного апарату та можливість з високою точністю досягати, вимірювати та утримувати задану температуру робочої поверхні аплікатора із робочого температурного діапазону від 00С до мінімально можливої, але не вище мінус 1800С.

Динаміка росту замороженої зони патологічної тканини, її об’ємні розміри прямо залежать від температури кріодії (температури робочої поверхні аплікатора). Тому достовірна інформація про температуру кріодії дозволяє лікарю в залежності від конкретної кріохірургічної операції вибирати оптимальні значення температури аплікатора та часу кріодії.

Температура робочої поверхні аплікатора залежить від кількості зрідженого азоту, який посту-пає в теплообмінну камеру в результаті наявності надлишкового тиску в кріостаті кріохірургічної установки. Для досягнення та утримання заданої різної температури робочої частини аплікатора не-обхідна різна кількість зрідженого кріоагенту. Метою даної роботи є визначення оптимального над-лишкового тиску в кріостаті для трьох температурних рівнів кріодії – 00С, мінус 1000С, мінус 1800С – та визначення оптимальних значень надлишкового тиску для всього температурного діапазону кріо-дії.

В даній роботі досліджувався аплікатор Ø 25 мм. Модельне середовище – дистильована вода при температурі 37 0С об’ємом 3 дм3. Температура кріодії вимірювалась мідь-константановою тер-мопарою, встановленою безпосередньо на робочій поверхні аплікатора. Досліджувалась динаміка коливань температури робочої частини аплікатора навколо встановленої температури (мінус 1800С, мінус 1000С, 00С) при різних значеннях надлишкового тиску в кріостаті.

Кожен температурний рівень має своє оптимальне значення надлишкового тиску, при якому ві-



88

дхилення температури робочої поверхні аплікатора від встановленого значення є мінімальним. Так, для температури мінус 1800С оптимальним для найкращої стабілізації температури кріодії є тиск 2,5 атм., який співпадає з оптимальним тиском виходу на робочий режим мінус 1800С [2]. Для темпера-тури мінус 1000С оптимальним для стабілізації температури кріодії є тиск ~ 1,9 атм., для температури 00С – відповідно ~ 1,2 атм.

В будь-якому кріохірургічному апараті, який використовує для охолодження аплікатора тепло-ту фазового переходу кріоагенту, для кожного аплікатора існує конкретне значення оптимального надлишкового тиску в резервуарі з кріоагентом для кожної конкретної температури кріодії.

Визначення та забезпечення оптимального надлишкового тиску в кріостаті для кожного апліка-тора і кожного значення температури кріодії дозволить, по-перше, забезпечити високу точність стабі-лізації температури кріодії у всьому робочому діапазоні, по-друге, суттєво зменшити витрати зрідже-ного кріоагенту.

ЛІТЕРАТУРА 1. Терновой К. С., Гасанов Л. Г. и др. Низкие температуры в медицине. - Киев: Наукова Думка,

1988. – 279 с. 2. Жарков Я. В., Жарков А. Я., Баран М. М. Експериментальні дослідження параметрів апліка-

тора кріохірургічної установки з метою оптимізації теплових потоків. // XXX Международная науч-но-техническая конференция «Электроника и нанотехнологии», 13-15 квітня 2010 року, НТУУ “КПІ”, м. Київ, Україна, 2010. – С. 159 – 163.

ТЕМПЕРАТУРНИЙ МЕТОД КОНТРОЛЮ В УЛЬТРАЗВУКОВІЙ ТЕРАПІЇ

Кирилова А. В., студ.; Терещенко М. Ф., к.т.н., доц. Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут» E-mail: [email protected], [email protected]

Лікувальний і протизапальний вплив ультразвукових хвиль терапевтичних інтенсивностей на біологічні тканини (БТ), неінвазивність процедури, мікроконтролерна апаратна реалізація, інтуїтивне розуміння інтерфейсу - усе це робить ультразвукову терапію (УЗТ) одним з перспективних видів фізіотерапії в практиці реабілітаційних відділень, а також косметологічних центрів.

Для підвищення ефективності впливу ультразвукового сигналу (УЗ) на БТ був запропонований температурний метод контролю впливу УЗ сигналу на БТ для прогнозування часу позитивного впли-ву при врахуванні індивідуальних показників температури об'єкта, що фіксуються під час процедури [1,2].

Температурний метод оцінювання впливу ультразвукового сигналу на біологічні об’єкт (БО) дає можливість аналізувати ефективність дії ультразвуку під час терапевтичної процедури УЗТ та контролювати процес взаємодії ультразвуку з біологічними структурами в реальному часі.

Для оцінки зміни температури біологічної тканини (БТ) при проведенні УЗТ приймається до-пущення, що вся енергія, втрачена початковим пучком ультразвуку, йде на нагрівання БТ [3]. В робо-тах Найборга [3] було показано, що різниця температур, яка встановлюється в стані теплової рівнова-ги, між центром добре поглинаючої сфери радіусу r (температурою 0T ) і її оточенням ( ∞T ) дорівнює

20 2

rkITTT ⋅⋅⋅μ

=−=Δ ∞ ,

де IQ ⋅μ= - швидкість виділення тепла в одиничному об'ємі, μ - коефіцієнт згасання по інтен-сивності [Нп/см], I -інтенсивність, k - коефіцієнт теплопровідності [Вт/(см·˚С)].

Таким чином, між центром поглинаючої сфери радіусом r і її оточенням встановлюється різни-ця температур TΔ , причому ∞> TT0 . В результаті, контроль за зміною температури можна проводити неівазивно, ґрунтуючись лише на даних температури поверхні шкіри 0T . В цьому випадку, оптима-льним діапазоном термічного нагрівання для процедури ультразвукової терапії слід вважати діапазон температур від 37°С до 42°С. При даних температурах не відбувається суттєвих, особливих змін, тоб-то відсутнє значне пошкодження здорової клітини [4].



89

На основі проведених експериментів [1,5] можливо зробити висновки, що температурний метод контролю ефективності впливу ультразвуку на біологічні структури дозволяє:

• підвищити ефективність терапевтичної процедури, а в ряді випадків, стимулювати терапевти-чний ефект, запобігти неконтрольованій дії ультразвуку чи його відсутністю під час проведення фізі-отерапевтичної процедури (без акустичного контакту випромінювача і БО).

• забезпечити ефект ультразвукової терапії шляхом дії на органи і тканини нормованим сигна-лом, що корегується і контролюється в реальному часі згідно встановленої дози акустичного випро-мінювання під час процедури.

• порівняти промодельовані розрахунки для різних режимів озвучування під час УЗТ процеду-ри для одного і того ж біологічного об’єкта та визначити, який з режимів має більшу позитивну три-валість ефективного озвучування.

ЛІТЕРАТУРА 1. Anastasiia Kyrylova, Nikolaj F. Tereshchenko. Estimation of ultrasound influence on biological

tissue. – XIII International PhD Workshop OWD 2011 – Wisla. 2. Заявка на патент України № u 2010 03416 Автоматизований багатофункціональний пристрій

для ультразвукової терапії /Терещенко М.Ф., Кирилова А.В., від 24.03.2010. 3. Миллер Е., Хилл К. Применение ультразвука в медицине. Физические основы. – М.: Мир,

1989. – 568 с. 4. Junge D. Nerve and Muscle Excitation (2nd edition ed.). Sunderland, MA: Sinauer Associ-

ates.1981. - pp. 33–37. 5. Кирилова А.В., Терещенко М.Ф. Вимірювання, контроль та аналіз дії ультразвуку на

біологічний об’єкт температурним методом. – «Актуальные проблемы биоинженерии», Моделирова-ние и методы исследования в биомединженерии. – Харків. – 2011.

ИК СПЕКТРОСКОПИЯ В МЕДИЦИНСКОМ ПРИЛОЖЕНИИ Кондратюк А. С., Безуглый М. А. Национальный технический университет Украины «Киевский политехнический институт» E-mail: [email protected].

Среди различных аналитических (химических, физико-химических и др.) методов изучения химического состава вещества оптический спектральный анализ является одним из методов, которые наиболее быстро развиваются и применяются на практике анализа биологического вещества. Круг вопросов, решаемых методами спектрального анализа, достаточно большой и охватывает многие отрасли науки, в том числе и медицину. Перспективность использования спектрального анализа на-столько очевидна, что вызывает настоятельную необходимость изучения методов оптических изме-рений в опытах химического, биологического и биофизического профиля [1].

Особое место в медицине получила ИК спектроскопия, в силу своей относительно простой реа-лизации и не высокой цены приспособлений. Кроме того свет ИК диапазона является безопасным для человека при малой плотности излучения. Свет этого диапазона длин волн хорошо проникает в био-логическую ткань и, взаимодействуя с различными структурными и динамическими компонентами тканей, несет информацию о структурных и динамических изменениях [2,3], происходящих в тканях при различных заболеваниях.

Методы ИК спектроскопии успешно применяются в разнообразных областях клинических иссле-дований, таких как обследование раковых опухолей, мониторинг процесса минерализации костной и зубной ткани, определение глюкозы в крови, неинвазивная диагностика кожных нарушений путем оп-ределения наличия доброкачественных и злокачественных клеток, мониторинг процесса лечения и ме-стного введения препаратов в кожу (например, лекарств, косметических и увлажняющих средств) [4, 5, 6]. Химическая визуализация становится все более важной в клинической диагностике. Благодаря ма-лой глубине проникновения среднего ИК света в ткань, порядка нескольких микрометров, метод ИК спектроскопии нарушенного полного внутреннего отражения с Фурье-преобразованием (ATR-FTIR) хорошо подходит для исследования внешних клеточных слоев ткани [6].



90

ИК методы обладают определенными характеристиками, делающими их особенно подходящи-ми для исследования кожи как in vitro, так и in vivo.

ИК спектроскопию можно использовать для самых разнообразных технологий исследования живых тканей (in vivo, in vitro, in situ, ex vivo). Поэтому исследования в этом направлении очень важ-ны для развития медицинской диагностической аппаратуры, а особенно приборов для экспресс-анализа и диагностики.

ЛИТЕРАТУРА 1. В.В. Тучин «Оптическая биомедицинская диагностика», Известия Саратовского университе-

та. 2005р. Т. 5. Сер, Физика, вып. 1. 2. А.В. Васильев, Е.В. Гриненко, А.О. Щукин, Т.Г. Федулина Инфракрасная спектроскопия ор-

ганических и природных соеденений: Учебное пособие. СПб.: СПбГЛТА, 2007, 54 с. 3. Браун Д., Флойд А., Сейнзбери М. Спектроскопия органических веществ. М: Мир, 1992. 4. Mahadevan-Jansen A., Richards-Kortum R. Raman spectroscopy for detection of cancers and pre-

cancers // J. Biomed. Opt. 1996. V. 1. P. 31-70. 5. Lucassen G.W., Veen G.N.A. van, Jansen J.A.J. Band analysis of hydrated human skin stratum

corneum attenuated total reflectance Fourier transform infrared spectra in vivo // J. Biomed. Opt. 1998. V. 3. P. 267-280.

6. Lucassen G.W., Caspers P.J., Puppels G.J. Infrared and Raman spectroscopy of human skin in vivo II Handbook of Opt. Biomed. Diagnostics / Ed. V.V. Tuchin. Bellingham: SPIE Press, 2002. V. PM107. Chap. 14.

ОСОБЕННОСТИ ПРИМЕНЕНИЯ УЛЬТРАЗВУКОВОЙ ЭХОЛОКАЦИИ ДЛЯ НАВИГАЦИИ СЛЕПЫХ

Кубов В. И., к.ф.-м.н., доц.; Шиян С. И., магистр, кафедра медицинских приборов, Черноморский государственный университет им. П. Могилы

В последние годы получили широкое распространение ультразвуковые приборы [1] для изме-рения расстояний – дальномеры, и системы обнаружения препятствий для автомобилей – парковоч-ные устройства. Это обеспечивает доступность основных элементов таких приборов и систем – ульт-развуковых головок приемник и передатчика, или приемо-передатчика. Это, в свою очередь, позволя-ет без больших затрат самостоятельно изготовить и исследовать систему ультразвуковой эхолокации в условиях учебной лаборатории.

В публикациях [2-5] встречаются описания ультразвуковых устройств для ориентации слепых, так называемая, “Ультразвуковая трость”. Но практически отсутствует информация об эксплутаци-онных характеристиках таких устройств и отзывы от персон использовавших такие устройства в ре-альных условия. Поэтому было принято решение самостоятельно изготовить подобное устройство и исследовать его эксплуатационные характеристики.

В работе рассматриваются результаты исследования двух вариантов ультразвукового эхолока-тора с микропроцессорным блоком для управления и организации интерфейса:

1. Система с интерфейсом для персональный компьютера (ПК). Система состоит из: ультра-звуковой приемо-передающей головки (рабочая частота около 50KHz); аналоговых усилителей прие-мо-передатчика; шагового двигателя азимутального сканирования; микропроцессорного блока для управления системой и обмена данными с ПК. На ПК реализована программа построения графиков амплитудных рельефов эхосигналов (развертка типа A) и построения азимутальных панорам (раз-вертка типа B).

2. Автономная система с батарейным питанием и звуковой индикацией – макет “Ультразвуко-вой трости”. В системе используются две головки (приемная и передающая, рабочая частота около 40KHz); усилители приемника и передатчика; головной телефон (излучатель слышимого звука); мик-ропроцессорный блок для управления передатчиком, обработки эхосигнала и формирования слыши-мого звука. Особое внимание уделено вопросам экономии питания и обеспечения максимального времени работы устройства от батарей.



91

В результате выполненных исследований были получены характерные эхограммы как для по-мещений, так и для препятствий встречающихся на улице (рис.1).

Рис. 1 – Примеры эхограмм ультразвукового локатора (тип B слева, тип A справа).

С помощью полученных эхограмм можно с достаточно высокой точностью определять рас-стояния до препятствий и их относительные размеры. Но одной из неприятных особенностей ультра-звуковых эхограмм диапазона 40-50KHz является чрезвычайно высокая ракурсная чувствительность. На эхограммах в помещении очень ярко проявляются углы (стена-стена, стена-потолок, стена-пол), но практически незаметны отражения от наклонных к лучу зрения плоских поверхностей – стен, ме-бели, колон прямоугольного сечения и т.п. Плоские поверхности обнаруживаются только при нор-мальном падении луча. Вместе с тем, препятствия с формой близкой к цилиндрической (столбы, тру-бы) и люди обнаруживаются на расстояниях достаточных для своевременного принятия решения о изменении направления движения. С другой стороны яркое проявление углов на эхограммах дает возможность разрабатывать метки угловой формы и устанавливать их в местах затрудненного ориен-тирования.

Для устранения данных проблем предлагается перейти на более высокие частоты генерации ультразвука, посылать зондирующий сигнал узким пучком, использовать несколько датчиков, рабо-тающих в разных направлениях, для получения более точного представление о нахождении препят-ствия относительно наблюдателя.

Полученные результаты могут использоваться при разработке приемов навигации с помощью ультразвуковых устройств слепыми, а также в иных сферах при условиях пониженной видимости.

ЛИТЕРАТУРА 1. Кайно Г. Акустические волны: Устройства, визуализация и аналоговая обработка сигналов.

// Москва: Мир, 1990, -606с. 2. Наумов М.Н. Обучение слепых пространственному ориентированию - М., 1994. 3. Пространственная ориентировка инвалидов по зрению. ВОС. Воронеж, 1998. 4. Ультразвуковая трость для слепых.// http://www.3dnews.ru/news/ultrazvukovaya-trost-dlya-slepih 5. Всемирный Союз Слепых. // http://www.worldblindunion.org

АВТОМАТИЗОВАНА СИСТЕМА ЗБОРУ ГРАФІЧНИХ ДАНИХ

У МЕДИКО-БІОЛОГІЧНИХ ДОСЛІДЖЕННЯХ

Луценко Г. В., к.ф.-м.н., доцент; Дворчук О. І., аспірант; Луценко Гр. В., к.ф.-м.н., доцент Черкаський національний університет імені Богдана Хмельницького E-mail: [email protected]

Автоматизація наукових досліджень є важливим інтегральним напрямком діяльності, що об’єднує зусилля науковців, інженерів і програмістів. Створення автоматизованих систем, орієнтова-них на виконання спеціалізованих експериментальних задач та оснащених дружнім для користувачів-непрофесіоналів інтерфейсом є перспективною інженерною задачею. Надзвичайно потужним для задач автоматизованого управління вимірюваннями є комплекс програмних засобів компанії National Instruments [1]. У фундаментальній науці продукти NI (зокрема, LabView) використовують такі пере-



92

дові центри як CERN, Lawrence Livermore, Batelle, Oak Ridge та ін. Метою нашої роботи було створення апаратно-програмного комплексу на базі NI Vision

Assistant для отримання та обробки фотографій кристалізованих фізіологічних рідин. Прикладом є кристалічні структури, що утворюються у мазках слини під впливом гормонів (естрогенів). Сольовий склад кристалізованої структури мазку слини на 90% складається з хлориду натрію [2].

Для таких задач привабливим є варіант, при якому отримання та обробка графічних зображень здійснюються у єдиному циклі. Такий підхід дозволяє експериментатору оперативно реагувати на отримані дані, модифікуючи хід дослідження. Тому, розроблена система передбачає можливість візу-алізувати зображення за допомогою мікроскопа; реєструвати їх з використанням цифрової камери, під’єднаної до мікроскопа; обробляти зображення у програмі NI Vision Assistant і/чи передавати їх у програму, розроблену на мові LabVIEW [3]. На рис. 1 представлена лицьова панель програми.

Рис. 1 – Лицьова панель програми

Розроблена методика обробки зображень визначає кількість частинок у досліджуваному зразку, їх розміри, площі, а також, ряд статистичних параметрів, які характеризують розподіл частинок за розмірами. Отримані у пікселах геометричні параметри переводяться у метричну шкалу, що відпові-дає налаштуванням мікроскопа.

Спеціалізовані функції середовища NI Vision Assistant дозволяються змінювати яскравість, ко-нтрастність зображення, конвертувати зображення у різні графічні формати, а також, використовува-ти ряд фільтрів для оптимізації зображення.

Обрані операції автоматично формують портативну схему роботи із зображенням, яку можна зберегти і використати при обробці наступної серії аналогічних фотографій.

ЛІТЕРАТУРА 1. www.ni.com 2. J Obstet, Variability in the phases of the menstrual cycle. // Gynecol Neonatal Nurs. – 2006. May-

Jun;35(3). – p. 376-384. 3. T. Klinger, Image Processing with LabVIEW and IMAQ Vision. Prentice Hall PTR. – 2003. – 368 p.

ТЕМПЕРАТУРНЕ ПОЛЕ РУХОМОЇ СТРІЧКИ

Ляшенко В. П., к.ф.-м.н.; Бриль Т. С., аспірант Кременчуцький національний університет імені Михайла Остроградського E-mail: [email protected]



93

Сучасні технологічні процеси виробництва листового прокату вимагають контролю технологі-чного процесу, який можливий за умов існування математичної моделі процесу. Для більшості мета-лів процес пластичної деформації відбувається з попереднім підігрівом метала до певної технологіч-ної температури. Такий підігрів відбувається за допомогою внутрішніх та зовнішніх джерел тепла. Внутрішні джерела тепла обумовлені дією електричного струму безпосередньо перед зоною дефор-мації (рис. 1).

Рисунок 1 – Схема пристрою для деформації

1, 2 – розмотувально-змотувальний привід, 3 – зона деформації, 4, 5 – електричні контакти та джерело струму, 6 – металева стрічка

Метою роботи є побудова математичної моделі температурного розподілу стрічки під дією

внутрішніх джерел тепла. Розглянемо стрічку у вигляді нескінченого паралелепіпеда з постійними теплофізичними хара-

ктеристиками, що рухається через зону нагрівання довжиною L зі сталою швидкістю ( )v t . Тепло-обмін поверхні паралелепіпеда з навколишнім середовищем відбувається за законом Ньотона.

З математичної точки зору це приводить до розв’язання крайової задачі для рівняння теплопро-відності в області { }0 2 , 0 2 , 0 , 0t x a y b z L tΩ = < < < < < < > (рис. 2).

Рисунок 2 – Зразок стрічки для прокату

( ) ( )n nT TT v t c c W Tz t

λ ρ ρ∂ ∂Δ − − = −

∂ ∂, (1)

( ) 0, , ,T x y z o T= , (2)

( ) 0, ,0T x y T= , ( ), , LT x y L T= , (3)

( )cT T Tx

λ α∂= ± −

∂, ( )c

T T Ty

λ α∂= ± −

∂, (4)

де TΔ – оператор Лапласа, , λ α – коефіцієнти теплопровідності та тепловіддачі, , nc ρ – теплоєм-ність та щільність стрічки.

( ) ( )2

2

1I TW T

Sρ+

= ,



94

де I – сила струму, S – площа поперечного перетину, T – температура. Отримано чисельно-аналітичний розв’язок задачі. Математична модель у вигляді задачі (1) - (4) дозволяє дослідити теплові процеси, що проті-

кають у стрічці під дією електричного струму. ЛІТЕРАТУРА 1. А.А. Самарский, П.Н. Вабищевич. Вычислительная теплопередача. М.: Едиториал УРСС,

2003, с. 784.

CO-ОКСИМЕТР

*Мамілов С. О., Єсьман С. С.,* Стельмах Н. В., * Велигоцький Д. В. Інститут прикладних проблем фізики та біофізики НАН України, Київ, * Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут», E-mail: [email protected]

Найпоширенішою проблемою при отруєнні чадним газом (CO) є недостовірне та несвоєчасне ви-

значення рівня карбоксигемоглобіну (COHb) в крові. Утворений під дією СО комплекс карбоксигемог-лобіну блокує здатність приєднувати кисень (О2). Чадний газ має набагато більшу спорідненість (при-близно в 250 разів) до гемоглобіну, ніж О2, тому навіть невелика концентрація СО спричиняє порушен-ня здатності гемоглобіну транспортувати кисень та викликає розвиток гіпоксії. На сьогоднішній день існує декілька різновидів приладів – СО-оксиметрів, за допомогою яких можна провести вимірювання карбоксигемоглобіну, але переважна більшість базується на інвазивних методах визначення концентра-ції карбоксигемоглобіну, що потребує багато часу для обробки результатів. Тому спостерігається бурх-ливий розвиток засобів для неінвазивного вимірювання вмісту карбоксигемоглобіну.

В роботі було запропоновано апаратно-програмний комплекс – СО-оксиметр для неінвазивного визначення вмісту карбоксигемоглобіну в крові, який базується на реєстрації світла розсіюваного біологічною тканиною на трьох довжинах хвиль (пульсометрії) за умов модуляції сигналу пульсовою хвилею крові. Пульсометричний сигнал являє собою зміну поглинання біологічної тканини під час проходження пульсової хвилі і реєструється за допомогою спеціалізованого мікропроцесорного бло-ку та записується у файл. Далі програма «CO-Monitor» [1] зчитує вибірку даних певного розміру ко-жного із трьох каналів і парно визначає коефіцієнти регресії та кореляції, згідно до запропонованої методики [2, 3].

На рис.1 представлено функціональну та електричну схеми СО-оксиметра відповідно.



95

Рис. 1 – Функціональна схема СО-оксиметра

До складу СО-оксиметра входить вимірювальний блок (ВБ) і багатохвильовий пульсоксимет-ричний датчик. Багатохвильовий датчик складається з трьох світлодіодів і одного фотодіоду. Вимі-рювальний блок здійснює керування параметрами роботи датчика, збір, передачу і обробку інформа-ції, виведення її на екран та збереження тренду сигналів на запам’ятовуючий пристрій. Вимірюваль-ний блок містить вхідний та вихідний тракти і мікроконтролер (МК), який керує роботою обох трак-тів і забезпечує двосторонній обмін інформацією з МК.

Мікроконтролер керує послідовністю подачі живлення на світлодіоди та опитування фотодіоду, забезпечує неперервність вимірювання даних, зберігаючи їх у внутрішній пам’яті блоку. Вхідний тракт складається з перетворювача струм-нарпуга, підсилювача, фільтру, 16-розрядного АЦП та ко-мутатора входів (мультиплексора). Вхідний тракт працює з розділенням каналів у часі. Максимальна частота опитування фотодіода – 400Гц. Вихідний тракт включає в себе 10-розрядний цифро-аналоговий перетворювач (ЦАП), формувача імпульсів і комутатор вихідних сигналів.

ЛІТЕРАТУРА 1. Велигоцький Д.В., Стельмах Н.В, Мамілов С.О., Єсьман С.С.. Математичне моделювання не-

інвазивного діагностування карбоксигемоглобіну в потоках крові. Науковий вісник кременчуцького університету економіки, інформаційних технологій і управління «Нові технології», 2011; №2(32): с.55.

2. Патент України винахід №89354. Спосіб визначення відносної концентрації карбоксигемог-лобіну в артеріальній крові. Виданий 25 січня 2010 року.

3. Кравченко В.Й., Мiнов О.М., Мамiлов С. О., Плаксій Ю. С.. Дослідження кореляції оптичних сигналів при вимірах сатурації артеріальної крові киснем. Український журнал медичної техніки та технології, 1999; №1: с.59-61.

ДО ПИТАННЯ РОЗРОБКИ ВИПРОМІНЮЮЧОЇ ГОЛІВКИ, ЯКА ВИКОРИСТОВУЄТЬСЯ ПРИ МІКРОХВИЛЬОВІЙ РЕЗОНАНСНІЙ ТЕРАПІЇ

Матвієнко С. М., маг.; Філіппова М. В., к.т.н., доцент Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут»

На сьогодні існуючі технічні рішення розробки та використання випромінюючих голівок в мік-рохвильовій резонансній терапії не забезпечують необхідної стабільності вихідних частот та потуж-ності, в зв'язку з чим виникає похибка реєстрації встановлення частоти та рівня вихідної потужності у процесі лікування, що знижує можливість точного визначення терапевтичних лікувальних парамет-рів, оскільки суб'єктивні відчуття може виявити далеко не кожен пацієнт, в залежності від його стану на момент лікування.

Під дією електромагнітного випромінювання міліметрохвильового (ММХ) діапазону на біоло-гічно активні точки (БАТ) пацієнта, відбувається вузькосмугове (резонансне) поглинання на деяких частотах, які є індивідуальними для кожного пацієнта і терапевтичний вплив на таких частотах мак-симальний[1].

Розроблена конструкція випромінюючої голівки, що входить до складу апарату для мікрохви-льової резонансної терапії [2], дала змогу ввести нові елементи і зв'язки та забезпечило об'єктивну оцінку поглинаючої здатності БАТ незалежно від рівня потужності опромінювання пацієнта, встано-вити частоти електромагнітного опромінювання, адекватної максимальному поглинанню за необхід-ним рівнем нетеплової потужності, ввести режими синхронізації ММХ опромінювання з біологічним ритмом пацієнта, що скорочує тривалість лікування, усуває побічні реакції та розширює діапазон хвороб, які піддаються лікуванню. Конструкція розробленої випромінюючої голівки забезпечує по-шук індивідуальної терапевтичної частоти пацієнта автоматичному режимі (Рис.1).

Елементи випромінюючої голівки розташовані у прямокутному хвилеводі розміром 13.52 мм2. НВЗЧ електромагнітні коливання генеруються керованим генераторним блоком міліметрових хвиль на діоді Гана УАА701Б(W1). Перебудова частоти генератора провадиться варактором АА603Б, який



96

розташований на відстані приблизно 3 мм від діода Ганна. Один фланець прямокутного хвилеводу керованого генераторного блоку з`єднаний з резонатором генератора (W1) довжиною l=3 мм, а інший фланець прямокутного хвилеводу (його вихід) - з вентилем WR-15 (W3). Фланець прямокутного хви-леводу вентиля з`єднаний з фланцем прямокутного хвилеводу другого електрично-керованого р-і-n-атенюатора (W4), який з`єднаний з фланцем прямокутного хвилеводу направленого відгалужувача з детектором в додатковому тракті (W5). Вихідний фланець прямокутного хвилеводу направленого відгалужувача з`єднаний з фланцем прямокутного хвилеводу першого електрично-керованого р-і-n-атенюатора (W6), вихід якого з`єднаний з фланцем прямокутного хвилеводу випромінювача (W7).

Рис. 1 – Електрична принципова схема випромінюючої голівки

За допомогою розробленої конструкції випромінюючої голівки, що входить до складу апарату

для міліметрової резонансної терапії, попередньо знаходиться та встановлюється в процесі лікуваль-ної процедури рівень та частота ММХ опромінювання одночасно двох БАТ, за яких показник погли-нання буде максимальним, що в свою чергу дозволяє прискорити та стабілізувати лікувальний ефект з контролем ефективності цього впливу.

ЛІТЕРАТУРА 1. Ситько С.П., Мкртчян Л.Н. Введение в квантовую медицину. // Паттерн. - 1994. -146с 2002. -

Т.2, №28.-С. 106 - 108 2. Заявка на корисну модель України № u 2011 06010 Апарат мікрохвильової резонансної тера-

пії / Матвієнко С.М., Терещенко М.Ф., від 13.05.2011.

КОНТРОЛЬ ВЗАЄМОДІЇ ЕЛЕКТРОМАГНІТНОГО ВИПРОМІНЮВАННЯ З БІОЛОГІЧНИМ ОБ’ЄКТОМ

Надточій С. Ю., студент Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут» E-mail: [email protected]

Взаємодія ЕМІ з біологічним об'єктом (БО), призводить лише до часткового поглинання енер-гії. Будь-який ефект, виникнення якого приписується впливу ЕМВ, - наслідок привласнення частини енергії випромінювання досліджуваним об'єктом. Згідно з принципом Гроттгауса тільки енергія, що поглинається речовиною може викликати зміни в ній; відбита енергія або енергія, що проходить, не здійснює ніякого впливу.

Загальну реакцію біологічного об'єкта на ЕМВ можна умовно поділити на декілька стадій: фі-зичну та біофізичну, хімічну та біохімічну, фізіологічну.

Перш за все інтерес представляє біофізичний аспект взаємодії ЕМВ з біологічними системами: процес поглинання та просторового розподілу поглиненої енергії на рівні біологічних тканин організму.



97

Загальна кількість поглиненої енергії та її розподіл всередині БО є складною функцією елект-ричних властивостей тканин, їх загальних геометричних розмірів і умов опромінення. Зв'язок між падаючої в одиницю часу на одиничну площу тіла енергією ЕМ поля і виникаючим при цьому розпо-ділом питомого поглинання ЕМ енергії не є постійним. Дозиметричні дослідження просторових роз-поділів питомого поглинання потужності (ППП) необхідні для оцінки поглиненої інтегральної та локальної дози.

У загальному вигляді ППП усередненого по масі (Pam, Вт/кг) можна оцінити по підйому темпе-ратури ΔT в солевмісних (0,9% NaCl) моделях БО різної довжини і конфігурації [1]:

Pam = 4186c • ΔT / t, (1) де с - теплоємність тканини, t - час опромінення. Розвиток теоретичних і емпіричних прийомів дозиметрії ЕМВ йшов від простих моделей, що

наближаються за формою і структурою до цілого організму. У ранніх роботах обчислювалася енергія, поглинена в плоских, сферичних і циліндричних моделях людини і тварин. Пізніші моделі складали з кубічних комірок і сфероїдів обертання. Хоча кожна із згаданих моделей адекватно дозволяє аналізу-вати поглинання енергії ЕМ поля тільки в обмеженому діапазоні частот, їх комплексне врахування дасть прийнятну картину ЕМ дозиметрії [2].

Велика відносна діелектрична проникність тканини і низька її провідність призводять до істот-ного послаблення прикладених напруженостей поля при взаємодії БО з постійними електричними полями і інфранизькочастотними ЕМВ. Загальний наведений струм i0 (A) в людині ростом L (м), що стоїть на землі, в полі напруженістю E (В) визначається виразом [1]:

i0 = 5,4 • 103 L2 E. (2) Щільність струму (А/см2), спрямованого нормально до поверхні тіла визначається :

j = 2 π f ε0 Eп, (3) де Eп - залежна від кривизни напруженість електричного поля на поверхні тіла; ε0 - діелектрич-

на константа. Щільність струму (А/м2), наведена, відповідно, електричною E і магнітною H складовими поля,

може визначатися зі співвідношень [ 1]: jE = 1.3 • 10-9 f E; (4) jH = 1.3 • 10-7 f H. (5)

Враховуючи, що нагрівання пропорційне квадрату загального (через поперечний переріз) стру-му та опору тканин для людського тіла, і використовуючи сфероїдну модель, можна записати вирази для кількості тепла Q, що виділяється в тілі [1]:

QE = 2 • 10-21 ρ f2 E2; (6) QH = 2 • 10-17 ρ f2 H2, (7)

де f - частота ЕМВ; ρ = 1/σ - середній опір тканин людини (при f=50Гц ρ≈9Ом•м). Можна відзначити кілька задач, пов'язаних з біофізикою взаємодії ЕМ-поля з організмом і в ре-

зультаті з оцінкою ефективної дози опромінення. Це насамперед розрахунок біологічної ефективності та моделювання при знаходженні об'єкта в ближній зоні дії ЕМВ. Тут дуже важливі не стільки теоре-тичні розрахунки, скільки моделювання біологічних ефектів в реальних умовах впливу. Представляє складну дозиметричну проблему і таке питання, як оцінка біологічної ефективності, коли біологічний об'єкт знаходиться в оточенні інших об'єктів, що володіють поглинаючими і відбиваючими властиво-стями.

Важливим є оцінки поглиненої енергії моделювання людини з урахуванням складної системи теплорегуляції: тепловіддачі з кінцівок, саморегуляції, варіабельності теплового балансу в залежності від фізіологічного стану, впливу факторів середовища, особливо іонізуючого випромінювання.

Для проведення дозиметричні дослідження в умовах нерівномірного опромінення (локальне екранування або локальне опромінення) та пошук моделей біологічної дії ЕМВ в умовах додаткового впливу іонізуючого випромінювання, тепла, холоду і токсичних факторів, що впливають насамперед на теплорегуляцію і кровообіг нами запропонований безконтактний метод контролю ефективності впливу ЕМВ на біологічну тканину.

ЛІТЕРАТУРА

1. Давыдов Б. И., Тихончук В. С., Антипов В. В. Биологическое действие, нормирование и за-щита от ЭМИ. М.: Энергоатомизд – 1984 – с. 9–28.



98

2. Исмаилов Э. Ш. Физико-химические механизмы биологического действия неионизирующих излучений // Современные вопросы радиобиологии. М.: Наука – 1980 – с. 78–87.

Науковий керівник: Терещенко М.Ф., к.т.н., доц., НТУУ «КПІ» СПОСІБ КЕРУВАННЯ МАГНІТНОСВІТЛОВОЮ ТЕРАПІЄЮ

Осадчий О. В. асист., Єсипенко О. С. студ. Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут»

В даний час інтенсивно розвивається сполучена терапія, коли можливе поєднання різних за

природою та дією терапії. Але не в достатній мірі розкриті проблеми сприйняття організмом людини таких поєднань. Через індивідуальну чутливість кожної людини до різних терапії, немає можливості швидко та точно визначити чутливість, та ускладнюється підбір оптимальних режимів процедури. Авторами ведеться робота по розробці системи для визначення магнітосвітлової чутливості організму людини, та керування процедурою магнітосвітлової терапії в режимі реального часу.[1]

Спосіб керування заснований на контролі зміни адаптаційних резервів пацієнта в процесі маг-нітосвітлової терапії. Як вихідні дані для контролю використовуються фотоплетизмограма, на якій кодуються інформативні ознаки. Потім, на основі вибраного признакового простору синтезується нечіткий керуючий модуль, що дозволяє шляхом аналізу ознак оцінити зміну адаптаційного резерву пацієнта в процесі терапевтичної процедури і прийняти керуючі рішення.[2]

На початку терапевтичної процедури визначається вихідний адаптаційний статус пацієнта. Потім починається процес магнітосвітлової терапії, методика якої визначається виявленою па-

тологією. В процесі терапії контролюється фотоплетизмограма. По відліках фотоплетизмограми визна-

чаються інформативні ознаки, по яких керуючий модуль визначає зміну адаптаційного статусу паціє-нта, залежно від якого в результаті терапевтичної дії формується керуюча команда.

При цьому адаптаційною статус пацієнта спочатку процедури визначається по семи інформати-вних ознаках на основі аналізу дискримінанта або по індексу функціональних змін, а контроль його динаміки, визначуваний в процесі процедури, здійснюється по семи інформативних ознаках за допо-могою нечіткої нейромережевої структури.[3]

На даний час авторами розроблений алгоритм управління процедурою магнітосвітлової терапії, заснований на моніторингу параметрів фотоплетизмограми, де керуючі команди формуються на ос-нові контролю зміни адаптаційного статусу, та ведеться апробація обраної методики контролю, та усуненню існуючих проблем в програмному забезпеченні.

ЛІТЕРАТУРА 1. Арканникова, Г.А. Результаты применения магнито-лазерной терапии в условиях кардиоло-

гического отделения [Текст]/ Г.А. Арканникова, Л.И. Рудан, Е.А. Липницкая // Матер. II Всероссийс-кой научно-практической конференции по МИЛ-терапии.- М., 1996. С.51-52

2. Баевский, P.M. Оценка адаптационных возможностей организма и риск развития заболева-ний [Текст] / P.M. Баевский, А.П. Берсенева. - М.: Медицина, 1997.235 с.

3. Боровиков, В. STISTICA. Искусство анализа данных на компьютере: Для профессионалов [Текст] / В. Боровиков. - 2-е изд. (+CD). - СПб.: Питер, 2003. 688 с.

БІОЛОГІЧНІ ОБ’ЄКТИ, ЯК СКЛАДОВІ ПРОФІЛАКТИЧНИХ ВИРОБІВ ДЛЯ ЗАДОВОЛЕННЯ ЖИТТЄВИХ ПОТРЕБ ЛЮДИНИ

Остапчук І. П., к.т.н, доц.; Первая Н. В., к.т.н, доц. Киівський національний університет технології та дизайну

Розвиток цивілізації призвів до розвитку засобів пересування, що призвело до зменшення рухо-

вої активності людини. Люди до тепер ходять в комфортних умовах чим позбавили себе природного способу масажування рефлекторних зон стопи. Носіння взуття ще більш обмежило природну стиму-ляцію і призвело до збільшення деформації стоп та утруднення кровообігу в нижніх кінцівках.



99

Сьогодні відомо, що не менш як у восьмидесяти відсотків населення захворювання опорно-рухового апарату побічно або безпосередньо пов‘язані з деформаціями стоп [1]. Порушення функції стопи та постави це найскладніша медична та соціальна проблема. Кількість дітей та підлітків з орто-педичною патологією продовжує зростати. Хвороби опорно-рухового апарату займають одне з пер-ших місць серед захворювань, особливо у підлітків 15-18 років.

Для профілактики деформації стоп та стимулювання їх рефлекторних зон сьогодні широко пропонується використовувати точковий масаж, який, як відомо, є досить вартісною процедурою.

Але здійснювати точковий масах стопи можна не тільки руками масажиста, а й використовую-чи профілактично-лікувальні вироби, особливо, з біологічних матеріалів природного походження, наприклад, кісточок плодових дерев, таких як вишня, кизил тощо. Це забезпечить не тільки ефект масажу, а й гарні гігієнічні та антибактерицидні властивості, що якісно вплине на комфортність та ефективність цих виробів.

Так, після довгих років досліджень, в Київському національному університеті технологій та ди-зайну розроблена та запатентована акупресурна устілка для забезпечення точкового масажу стоп. Вона містить з’єднані між собою два шари матеріалу, між якими розташовані виступоутворюючі елементи з біологічно активних кісточок плодових рослин, що є жорсткими і мають природню геоме-тричну форму, переважно шаро- або еліпсоподібну, що забезпечує самомасаж стопи.

Запропонована устілка може бути як вкладною для взуття так і з’єднаною з підошвою і викона-ною за одне ціле з заготовкою верху.

Згідно договору про співпрацю №1/8 від 1.07.2010 між Київським національним університетом технологій та дизайну та Державною установою “Інститутом геронтології НАМН України ім. акад. Д.Ф. Чеботарьова” проведено дослідження впливу акупресурних устілок на стан організму людини під час ходьби та роботи.

Дослідження функціонального стану і працездатності людей здійснювалося у лабораторії про-фесійно-трудової реабілітації інституту за методикою офіційно затвердженою МОЗ України.

Після використання акупресурних устілок вивчалася динаміка комфорту і самопочуття, яка оцінювалася за шкалою САН (самопочуття, активність, настрій). Паралельно проводилося дослі-дження повністю відповідне фоновому з аналізом динаміки та суб'єктивна оцінка застосування усті-лок за 5-бальною шкалою.

а) з нитковим швом в центральній частині оболонки наповнювача.

б) з нитковим швом в нижній частині оболон-ки наповнювача.

Креслення устілки Фото устілки

Рисунок 1 – Устілка з наповнювачем

У результаті пілотних обстежень чоловіків і жінок, які використовували устілки виявлено фун-кціональне поліпшення самопочуття і суттєве підвищення працездатності.



100

Виразність функціональних змін у обстежених в результаті використання устілок за шка-

лою САН Виразність функціональних змін в балах (M ± m) Функціональні прояви втоми

Чоловіки (n = 20) жінки (n = 22) Самопочуття 1,9±0,2 /3,0±0,2 2,5±0,6 /3,5±0,4 Активність 2, 2±0, 4 /3,9±0,2 2, 2±0, 6 /3,3±0,2 Настрій 2, 95±0 ,5 /3,9±0,4 1, 8±0 ,3 /2,9±0,5 Крім того, всі обстежені відмітили зниження симптомів гіподинамії і застійних явищ в нижній

частині нижніх кінцівок. Після отриманого позитивного висновку на сумісному українсько-італійському підприємстві

“Риф-1” для реалізації споживачам виготовлено дослідну партію взуття зі змінними вкладними акуп-ресурними устілками.

Проведені дослідження свідчять про те, що застосування акупресурних устілок має оздоровчо-профілактичний ефект на організм людини в цілому. Це виявляється у покращенні показників функ-ціонального стану і працездатності та зниженні гостроти симптомів гіподинамії.

Щодо висновку, то як підтверджує практика, володіння біотехнологіями, біоенергетичними те-хніками та психологічно комфортним сервісом, а також використання біологічних складових у про-філактичних виробах забезпечить покращення умов роботи та продовжить життя людей.

ПРИЛАД БАГАТОЧАСТОТНИХ БІОІМПЕДАНСНИХ ВИМІРЮВАНЬ РЕЛАКСАЦІЙНИХ

ПРОЦЕСІВ

Петащук Т. В., студентка. Науковий керівник ас. Григоренко В. Ю. Кременчуцький національний університет імені Михайла Остроградського E-mail: [email protected]

Біоімпедансні методи діагностики знайшли застосування у різних галузях медицини – найбільш поширеним з яких є реографія та її різновиди [1 – 3], контроль за станом водного балансу в післяопе-раційний період, електроімпедансна спектроскопія, та ін.

Для підвищення параметрів вимірювання характеристик організму, та окремих його частин, збільшують кількість електродів та проводять розрахунок розподілу провідності з урахуванням вкла-ду від різних пар електродів. Однак, навіть після ретельного накладання вимірювальних електродів, та при спокої пацієнта вимірювана величина біоімпедансу не залишається постійною, а змінюється. Швидкість цієї зміни не постійна, а сама вимірювана величина може як зростати, так і зменшуватись, в залежності від місця накладання електродів та стану організму. Амплітуда дрейфу імпедансу досить значна, а іноді її можна порівняти з самою величиною імпедансу.

Така властивість біоімпедансу сприймається як фактор, що заважає та має недостатньо ясну природу. Бажання її уникнути призводить до збільшення тривалості вимірювання, тому що необхідно чекати поки величина біоімпедансу стабілізується. Значні зміни відбуваються вже протягом 10 хви-лин, але повільний дрейф ще спостерігається 2...4 години. При цьому пацієнт повинен уникати рухів, що доволі складно. Оскільки на різних електродах характерні часу такого перехідного процесу мо-жуть бути різні, виникає складність у проведенні розрахунків просторового розподілення електро-провідних властивостей тканин організму.

Однією з основних електричних властивостей живих тканин є діелектрична проникність ε що характеризує поляризацію речовини, яка може змінюватися у часі під впливом змінних електричних полів. Це призводить до виникнення струмів поляризації, тобто збурення розподілення електричних зарядів у певній області під дією зовнішнього електричного поля. Поляризація – інерційний процес, який не може виникнути миттєво. Постійна часу, що характеризує тривалість цього процесу назива-ють часом релаксації τ. Дослідження та вивчення таких повільних процесів дає можливість отримати додаткову інформацію про стан біотканин [4].



101

Запропонований у [4] новий біоімпедансний метод дослідження живих тканин, заснований на вимірюванні параметрів повільних перехідних (релаксаційних) процесів, що відбуваються у перші хвилини після накладання вимірювальних електродів як додаткового джерела інформації про склад тканин.

Вимірювання електричного імпедансу живих тканин у субмегагерцевому діапазоні частот (125 кГц – 1 МГц), протягом перших хвилин після накладання електродів, дає нову інформацію про проті-кання процесів у живих тканинах. Ці зміни можна розглядати не тільки як заважаючи артефакти, а навпаки, оскільки параметри перехідних процесів залежать від властивостей прилягаючих живих тканин. Джерелом перехідного процесу є механічний вплив при накладанні електроду, а сила притис-кання та вмикання/вимикання вимірювального струму майже не впливають на дане явище [4].

Розроблений пристрій багаточастотних біоімпедансних вимірювань релаксаційних процесів працює наступним чином. Мікроконтролерний модуль SMI101B, побудований на базі мікроконтро-лера РІС16С54А, отримавши команду дозволу з послідовного СОМ – порту комп’ютера запускає генератор, який задає струм стабільної амплітуди та змінної частоти (125, 250, 500 та 1000 кГц), що надходить на пацієнта. Зміна частоти відбувається за зовнішнім сигналом керування, який надходить на мікроконтролерний модуль SMI101B від СОМ – порту комп’ютера. При цьому, через керуємий мікроконтролером блок реле, відбувається переключення частотозадаючих ланцюгів генератора. Реєструєма величина напруги, що знімається з пацієнта підсилюється блоком диференційного підси-лювача, з виходу якого сигнал надходить на блок фільтру та двонапівперіодний амплітудний детек-тор малого сигнала, що дозволяє працювати з сигналами різної полярності. Після детектора сигнал може бути додатково підсилений буферним підсилювачем, та надходить на вхід аналогово-цифрового перетворювача, вбудованого у мікроконтролер АТ90S4433-8PI фірми ATMEL, за допомо-гою якого перетворюється у цифрову форму. Вихід мікроконтролера підключено до комп’ютера за допомогою блоку зв’язку (побудованого на мікросхемі МАХ202СРЕ) через послідовний інтерфейс RS232 та контактне рознімання СОМ – порту. Тривалість одного циклу вимірювання може бути встановлена програмно.

До позитивних моментів даного технічного рішення можна віднести: - застосування одного СОМ – порту комп’ютера як для керування струмовим генератором, так і

для передачі на ПК інформаційного сигналу; - оригінальну схему переключення частотозадаючих ланцюгів генератора, загальну кількість

елементів у якій можна ще зменшити застосувавши спеціальну мікросхему, що керує навантаженням індуктивного характеру (наприклад UDN2987, компанії Allegro).

Блок ге-нератора

Біооб’єкт Підсилю-вач

Блок фільтру

Блок мікроконт-ролера

Блок жи-влення

Блок амплі-тудного де-тектора

Блок зв’язку мікроконтро-лера з портом

Порт ПЕОМ RS232

Блок ін-дикації

і

Блок стабілізації та джерела зраз-кової напруги

ПК

Мікроконтро-лерний блок

керування реле

Роз’єм програму-



102

Рисунок 1 – Структурна схема розробленого пристрою динамічного багаточастотного вимі-рювання біоімпедансу

Важливим результатом є те, що описані форми зміни перехідного процесу можуть бути зареєс-

тровані за допомогою розробленої схеми пристрою, при цьому точність отриманих кривих достатня для їх кількісного аналізу. Вимірювання дають можливість вивчати властивості живих тканин у різ-них відділах організму людини, та отримувати дані про різноманітність їх властивостей.

ЛІТЕРАТУРА 1. Кореневский Н.А, Попечителев Е.П., Филист С.А. Проектирование электронной медицин-

ской аппаратуры для диагностики и лечебных воздействий: Монография / Курская городская типо-графия. Курск, 1999. – 537 с.

2. Ливенцев Н.М., Левенсон А.Р. Электромедицинская аппаратура. – М.: Медицина, 1981. – 344 с. 3. Мустецова Н.П., Смердова Т.А. Инженерные методы медико-биологических исследований:

Учебное пособие. – Харьков: ХНУРЭ, 2004. – 248 с. 4. Плетнёв С.В., Введенский В.Л., Мишин А.А. Многочастотные биоимпедансные измерения

медленных релаксационных процессов в живых тканях. – Биомедицинские технологии и радиоэлек-троника, 2004, № 12, С. 20-26.

РОЗШИРЕННЯ ДИНАМІЧНИХ ХАРАКТЕРИСТИК ПРИ УЛЬТРАЗВУКОВІЙ ТЕРАПІЇ ОКА

Терещенко М. Ф., к.т.н., доц.; Олійник Є. В., студ. Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут», E-mail: [email protected], [email protected]

Ультразвук широко використовується в діагностиці та лікуванні тканин та судин ока.. Так уль-тразвукова діагностика ока дозволяє виявити зміни внутрішніх структур ока, контролювати зростан-ня короткозорості і ступінь далекозорості. Дає можливість візуально представити внутрішні структу-ри очного яблука навіть у випадках непрозорості його середовищ. Дозволяє виміряти товщину криш-талика, довжину осей ока, виявити відшарування сітківки і судинної оболонки, помутніння в склопо-дібному тілі та його патології, чужорідні тіла, пухлини, травми ока, дозволяє визначити параметри і форми ока [1] .

Вплив ультразвуку на структурні шари ока здійснюється через шар стерильного ізотонічного розчину хлориду натрію за допомогою ванночок різної конструкції. Ультразвук має здатність зміню-вати динамічні характеристики ока. До них відносять координати та напрямки оптичних осей очей, акомодацію, конвергенцію, діаметр зіниці і інші характеристики.

У лікуванні очних хвороб була використана здатність ультразвуку стимулювати обмінні проце-си, прискорювати біосинтез сполучнотканинних білків і ряду інших речовин в клітині, активувати відновлювальні процеси в пошкоджених тканинах. Дуже ефективний ультразвук (0,88 мГц, 0,3 Вт/см2; 5 хв.) При лікуванні важких проникаючих пораненнях рогівки і склери. Під його впливом прискорюється розсмоктування фібрину і лейкоцитарної інфільтрації, зменшується набряк строми рогівки. У результаті утворюється тонкий, майже безсудинний рубець, схожий за своєю будовою на строму рогівки. Наприклад, після лікування ультразвуком вірусний кератит швидко проходить і не залишає грубих рубців на рогівці. Для впливу ультразвуком на очі людини в даний час використову-ється кілька різних способів. Випромінювачі невеликого розміру (діаметром від 0,5 до 1 см) дозволя-ють опромінювати ультразвуком обмежену ділянку ока при безпосередньому контакті з ним.

Нами запропонований новий принцип побудови спеціалізованого апарату ультразвукової тера-пії, який може використовуватися офтальмологічній практиці [2]. При виконанні терапевтичної про-цедури має можливість змінювати динамічні характеристики в широкому діапазоні.

Таким чином, ультразвукові хвилі мають здатність порушувати процеси проникності клітинних і тканинних мембран, посилювати активність ферментних систем, зв'язаних між собою і макромоле-кулярних комплексів клітинних структур. Під впливом ультразвуку знижується активність мембран-но-зв'язаних ферментів в ендотелії рогівки, при цьому ступінь зниження в значній мірі залежить від



103

часових параметрів ультразвукової дії.

ЛІТЕРАТУРА 1. Азнабаєв Б. М. Ультразвукова хірургія катаракти //М.: Август Борг. – 2005. – С.89 – 103. 2. Патент України №38906 Універсальний пристрій для ультразвукової терапії // Терещенко

М.Ф.,Осадчий О.В., Рудик В.Ю., Стельмах Н.В. Бюл.№ 2, 2009 р.

УЛЬТРАЗВУКОВА ТЕРАПІЯ ІМПУЛЬСНИМИ СИГНАЛАМИ Терещенко М. Ф., к.т.н., доц.; Якубовський С. П., студ. Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут», E-mail: [email protected], [email protected]

Давно відомо, що ультразвук, діючи на тканини, викликає в них біологічні зміни. На організм людини при проведенні ультразвукової терапії діють три фактори: механічний, те-

пловий і фізико-хімічний. Дія цих трьох чинників є тісно взаємопов'язаною. Біологічна дія ультразвуку залежить від його

дози, яка може бути для тканин стимулюючою, пригноблюючою, або навіть руйнівною. Найбільш адекватними для лікувально-профілактичних впливів є невеликі дози ультразвуку в

імпульсному режимі. Надсилання енергії чергується з паузами. Час подачі ультразвукової енергії і паузи можуть бути різними.

Впродовж наших досліджень встановлені специфічні особливості впливу різними за триваліс-тью та інтенсивністью імпульсами ультразвукового випромінювання, з метою підвищення ефектив-ності лікувально-профілактичних заходів. Відомо, що при постійному або імпульсному режимі, з однаковою частотою та інтенсивністю імпульсів, вплив ультразвуку спричиняє в біологічному об'єкті підвищення температури. Поглинання ультразвуку в тканинах людини характеризується коефіцієн-том приблизно 0,33 (тобто 33% на 1 см), отже третина енергії ультразвуку, що проходить через сан-тиметровий шар, перетворюється в тепло, а дві третини проникає далі, щоб викликати в більш глибо-ких шарах необхідну терапевтичну дію. Також відомо, що в тканинах, які знаходяться на різній гли-бині, підвищення температури під впливом випромінювання є різним. А оскільки коефіцієнт погли-нання тканин різний, тому і ступінь нагрівання теж різна [1].

Для досліджень впливу саме різних за інтенсивністю та тривалістю імпульсів ультразвукового випромінювання проводився температурний контроль поверхні тканин під час терапевтичної проце-дури, що дозволило керувати рівномірним розподіленням лікувального впливу, враховувати теплові втрати під час лікувально-профілактичних заходів.

В основу апарату для ультразвукової терапії імпульсними сигналами входять: блок керування, що задає режими генератору, блок температурного контролю та ланцюг зворотнього зв’язку [2]. Змі-нюючи значення інтенсивності, тривалості та форми імпульсів викликається знеболююча, антисепти-чна, судинорозширювальна, розсмоктуюча, протизапальна, десенсибілізуюча дія.

Використовується можливість збільшення радіочутливості пухлинної тканини в результаті по-передньої обробки ультразвуком необхідної інтенсивності та форми імпульсного сигналу. Перспек-тивним є застосування зфокусованого ультразвуку, що дозволяє локально руйнувати патологічно змінені структури, що лежать в глибині здорових тканин, стимулювати шкірні та глибинні нервові структури.

Але при проведенні терапевтичної процедури можлива поява ефектів, пов'язаних з виникненням певних хвиль, які негативно впливають на випромінювач, також як і проблеми забезпечення ультразву-кового сигналу з параметрами, близькими до мікрорухів органів і тканин.

ЛІТЕРАТУРА 1. В.Б.Акопян, Ю.А.Ершов Биомедицинская инженерия // Основы взаимодействия ультразвука

с биологическими объектами. – 2005. – 224 с. – C. 43 – 46, 92 – 100. 2. Заявка на патент України № №u201106659 Автоматизований багатофункціональний апарат



104

для ультразвукової терапії /Терещенко М.Ф., Тимчик Г.С., Кирилова А.В., 27.05.2011 р.

ДИСТАНЦИОННАЯ ИНФРАКРАСНАЯ ТЕРМОГРАФИЯ В ОЦЕНКЕ СИСТЕМНЫХ И КОЛИЧЕСТВЕННЫХ ПОКАЗАТЕЛЕЙ ФУНКЦИОНИРОВАНИЯ БИОЛОГИЧЕСКИХ

ОБЪЕКТОВ

Тимофеев В. И., Воронов С. А., * Венгер Е. Ф., * Дунаевский В. И., Котовский В. Й., Назарчук С. С. Национальный технический университет "КПИ", *Институт физики полупроводников им. В. Е. Лашкарева НАНУ

Появление современных высокочувствительных термографов с матричным фотоприемником обусловило широкое их применение в медицинской практике [1-4]. Инфракрасная термография от-носится к бесконтактному дистанционному двумерному способу визуализации спонтанного излуче-ния кожи человека, обусловленного процессами теплопродукции в органах и тканях биологических объектов в диапазоне электромагнитных волн длиной 0,8-50мкм.

Использование различных градиентов температур, а именно-градиент зона интересов-окружающие ткани, градиент термоассиметрии, продольные градиенты, градиент опухоль-орган позволяет оценить состояние органов и организма биологического объекта.

Для интегральной оценки термотопографии биологических объектов применяется такой показатель, как средневзвешенная температура кожи, определяемая по десяти точкам:

СВТК=0,04Т1+0,13Т2+0,05Т3+0,16Т4+0,12Т5+0,07Т6+0,12Т7+0,015Т8+ 0,03Т9+0,13Т10. (1) где Т1-Т10 - абсолютная радиационная температура середины лобной области, правой передней

верхней области груди, тыла правой кисти, середины латеральной поверхности правого бедра, сере-дины латеральтной поверхности правой голени, тыла правой стопы, средней части правой лопаточ-ной области, правого предреберья, в проекции надключичных лимфатических узлов, середины лате-ральной поверхности плеча соответственно [5].

Измерения температуры глубоких тканей организма проводят с использованием датчиков температуры. Считается, что наиболее действительной температуры крови и массы тела является температура рта. Термография позволяет дистанционно без применения специальных датчиков про-водить измерения температуры в любой точке кожной поверхности в том числе и в ротовой полости (Тр) и определять среднюю температуру тела (Тт), которую можно определит по формуле Тт=(0,4хТкожи)+(0,6хТруки) (2). Температура кожи (Ткожи) в случае измерения температуры на руке (Тр), туловища (Тт), ноги (Тн), головы (Тг) определяется по формуле Тко-жи=(0,1хТр)+(0,6Тт)+(0,2хТн)+(0,1хТг) (3). Зная температуру тела, массу тела (Мт) можно опреде-лить содержание тепла в организме. Содержание тепла в организме определяется по формуле СТ=0,83(МтхТтела) (4) [6]. Содержание тепла в организме позволяет определить интенсивность теп-лообмена. В процессе выполнения термографических исследований обычно измеряется температура в исследуемой и соседних областях. При анализе термограмм обычно применяют такой показатель как градиент температуры (ΔТ ).

а)(до операции ) б) (после операции) в)

На приведенных рисунках показаны термограммы лицевой области пациентов (а) и (в), на ко-торых четко визуализируются новообразования, указанные стрелками (1,3). На рисунке (б) показана термограмма пациента (а) после хирургического удаления новообразования. Градиент температуры (рис.а) до операции ΔТ=-1,34°С, что свидетельствует о доброкачественом характере новообразова-ния, после операции (рис.б) градиент температуры составлял ΔТ=-0,06°С. У пациентки (в) градиент

1 3 2



105

температуры в зоне новообразования равен ΔТ=+1,24°С, что свидетельствует о неблагополучном характере новообразования.

ЛИТЕРАТУРА 1. Розенфельд Л.Г., Венгер Е.Ф., Коллюх А.Г. и др. // Матричный полупроводниковый фотоприемник инфракрасного излучения и его применение в биотехноло-

гиях.- Электроника и связь. Биомедицинские приборы и системы.-2007.-Ч.2.-С.27-29. 2. Вайнер Б. // Матричные тепловизионные ситемы в медицине.-1999.-№10.- С.30-31. 3. Розенфельд Л.Г. , Венгер Е.Ф., Лобода Т.В., та інш. Дистанційний інфрачервоний термограф з матричним фотоприймачем та досвід його використання у клініч-

ній лікарні.- Укр. радіолог. журнал.-2006.-С. 450-456. 4. Diakides N.A., Bronzino J.D. Medical Infrared Imaging. CRC Press Taylor group LLC. London. New York.- 2006.- 451p. 5. Розенфельд Л.Г., МачулинВ.Ф., Венгер Е.Ф. и др. // Дистанционная инфракрасная термография: достижения, современные возможности, перспективы.-2007.-

С.119-124. 6. Уилмор Дж.Х., Костилл Д.Л. // Физиология спорта и двигательной активности. Пер. с англ.

К.: "Олимпийская литература".-1997.-502с.

ДОППЛЕРОГРАФИЧЕСКАЯ ДИАГНОСТИКА НАРУШЕНИЙ ПЛАЦЕНТАРНОГО КРОВООБРАЩЕНИЯ

Усачева С. П. Медицинский центр Св. Луки, г. Киев

Актуальность исследования. Нарушение функций плаценты – одна из основных причин пери-натальной заболеваемости и смертности. Плацентарная недостаточность может приводить к внутри-утробной гипоксии, задержке роста и развития плода. Допплерографическая оценка плацентарного кровообращения позволяет быстро и неинвазивно прогнозировать возможные осложнения, оценивать степень тяжести нарушения, дает возможность выбора патогенетически обоснованной терапии, раз-работать тактику ведения, определить сроки и методы родоразрешения пациенток с осложненным течением беременности.

Цель исследования – изучение изменений характера плацентарного кровообращения при фето-плацентарной недостаточности.

При проведении допплерографических исследований у беременных использовались ультразву-ковые приборы с режимами двумерного сканирования, цветового допплеровского картирования, им-пульсной допплерографии. Исследования проводились конвексным датчиком с частотой 3,5 – 5,0 МГц и радиусом кривизны сканирующей поверхности не менее 40 мм, регистрация профиля спектра кровотока в импульсно-волновом режиме проводилась при использовании частотного фильтра 50 Гц. Учитывая особенности внутриутробного развития плода, при проведении допплерографических ис-следований следовали рекомендациям Всемирной Федерации ультразвука в медицине и биологии, Европейского комитета по безопасности ультразвука. Исследования выполнялись только на сертифи-цированных приборах, имеющих акушерскую программу. Интенсивность воздействия на обследуе-мые ткани зависит от времени экспозиции и выходной мощности ультразвукового прибора. Чтобы снизить ультразвуковое облучение плода, начинали исследование в В-режиме сканирования, затем переходили к использованию режимов цветового допплеровского картирования и импульсноволно-вого допплера.

Под наблюдением находилось 32 пациентки в сроке гестации от 22 до 40 недель, беременность которых была осложнена фето-плацентарной недостаточностью. Для оценки маточно-плацентарного кровотока проводили измерения индексов сосудистого сопротивления и оценку профиля кривых ско-ростей кровотока в обеих маточных артериях женщин. Для оценки плодово-плацентарного кровооб-ращения – в двух артериях пуповины. Для маточно-плацентарного звена критериями нарушения являются повышение численных значений индекса резистентности и систоло-диастолического отно-шения маточных артерий выше нормативных значений и (или) наличие ранней диастолической вы-емки в профиле спектра кровотока после 22 недель. Для плодово-плацентарного звена патологиче-



106

скими являются увеличение численных значений индекса резистентности и систоло-диастолического отношения артерий пуповины выше нормативных значений, а также выявление профиля спектра кровотока с нулевыми и (или) отрицательными значениями скоростей в фазу диастолы.

Выводы. Допплерографическое исследование в акушерской практике имеет высокую диагно-стическую ценность, позволяет существенно улучшить качество диагностики и оценки степени тяже-сти плацентарной недостаточности, значительно снизить перинатальные потери.

ЛИТЕРАТУРА 1. Агеева М. И. Допплерометрические исследования в акушерской практике. М.: Видар – М.

2000. 112 с. 2. Сафонова І. М., Лук’янова І. С. Сучасний погляд на можливості ультразвукової допплероме-

трії в діагностиці патології фето-плацентарного комплексу (огляд літератури) // Перинатология и педиатрия. – 2006. – № 4 (28). – С. 135 – 139.

3. Doppler Ultrasound in Gynecology and Obstetrics / Ed. By Sohn Ch., Voigt H. – J., Vetter K. – Stuttgart: Thieme, 2004. 221 p.

ТУРБІННИЙ ВИМІРЮВАЛЬНИЙ ПЕРЕТВОРЮВАЧ ВИТРАТИ ДЛЯ СПІРОМЕТРИЧНИХ ДОСЛІДЖЕНЬ

Хильченко Т. В., студентка гр. ПМ-92; Коробко І. В., к.т.н., доцент Київський національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут»

В сучасній медицині важливе значення набули методи діагностики органів дихання людини

із застосуванням спірометричних приладів (СП). Прийняття ефективних рішень по розробці ме-тодик лікування залежить від достовірності результатів діагностики, яка напряму залежить від метрологічних характеристик СП [1].

Широкого застосування нині набули такі типи СП: об’ємні (сухі колокольні, водяні колокольні, горизонтальні роликові, поршневі) та потокові (турбінні, термоанемометричні, ультразвукові, змін-ного перепаду тиску). Простота пристрою і висока точність об’ємних вимірювань роблять об’ємні пристрої “золотим стандартом”.

Але більшість сучасних спірометрів вимірюють потік (потокові) і інтегрують його для визна-чення об’єму. Такі спірометри є малими, портативними, ручними. Так, наприклад, турбінні спіроме-три складаються із турбінного вихреутворювача і крильчатки, яка приймає потік обертаючись зі швидкістю, пропорційній величині потоку. Обертання крильчатки викликає переривання світлового променю між джерелом і приймачем світла, і кількість обертів визначає величину .

До основних переваг турбінних СП можна віднести[2]: − мала інерційність; − лінійність вихідної характеристики; − відсутність залежності точності вимірювань від атмосферного тиску, температури навколи-

шнього середовища і вологості повітря; − точність вимірювань залишається стабільною, не вимагає калібрування за умови правильної

експлуатації прибора (проте, компанія виробник рекомендує періодично перевіряти калібрування); − не вимагає BTPS-корекції; − достатній опір диханню пацієнта; − відсутність дрейфу ізолінії; − простота очищення і стерилізації – знімна (змінна) турбіна (процес заміни займає декілька

секунд); − можливість використання одноразових і багаторазових турбінних датчиків потоку. Вся вразливість спірометрії полягає в тому, що результат її істотно залежить від зусиль обсте-

жуваного. Оскільки точність вимірювання турбінного спірометра не залежить від атмосферного тис-ку, температури навколишнього середовища і вологості повітря, тому є доцільно збільшувати чут-ливість і точність турбінного СП. Для створення турбінного СП з високими метрологічними та експлуатаційними характеристиками необхідно розробити систему автоматизаційного проектування таких приладів із використанням сучасних компютерних технологій.



107

Доповідь направлена на розгляд основних методів та підходів до проектування сучасних турбінних СП і створення на їх базі сучасних медичних комплексів для діагностики органів дихання людини.

ЛІТЕРАТУРА 1. Брудная Е.М. Инструментальные методы исследования функций дыхания и кровообраще-

ния. – К.:Здоровье.,1984. – 110с. 2. Бошняк Е.М., Бызов Л.Н. Тахометрические расходомеры. – М.:Машиностроение., 1968 – 212 с. ДІАГНОСТИКА ТА КОРЕКЦІЯ ПОРУШЕНЬ СЛУХОВОЇ ОРІЄНТАЦІЇ ЛЮДИНИ

Юрко О. О., доц.; Саньков С. В., ст. виклад.; Василина С. А., маг. Кременчуцький національний університет імені Михайла Остроградського

Люди, які вимушені користуватися слуховими апаратами мають обмежені можливості. Однією

з існуючих проблем є відсутність можливості орієнтуватися у просторі. Це є не тільки незручним, але й небезпечним, особливо в місцях з інтенсивним автомобільним рухом. Тому навіть часткове віднов-лення або поліпшення даної функціональної можливості є досить актуальною задачею.

В наш час відбувається інтенсивний розвиток 3D технологій та просторових систем звуковід-творення. В останні роки в різних країнах були проведені дослідження по створенню віртуального акустичного простору. Метод визначення положення реальних джерел (VBAP) був запропонований у 1997 р. фінським вченим В. Пулки. На його основі були створені цифрові процесори для керування в реальному часі уявними джерелами звуку в тривимірному просторі.

Безпосередньо наявність у людини бінаурального слуху (двох слухових приймачів) та їхня ро-знесеність у просторі дозволяють провести локалізацію звукового джерела. Це обумовлено наступ-ними фізичними факторами:

1) часовим (Interaural Time Difference - ITD) – виникає за рахунок неспівпадання за часом мо-ментів надходження однакових фаз звукової хвилі до лівого та правого вуха;

2) зміною інтенсивності (Interaural Intensity Difference - IID) – виникає за рахунок неоднакової величини інтенсивності звукової хвилі унаслідок її дифракції навкруги голови і створення «акустич-ної тіні» зі зворотного боку відносно джерела звуку;

3) спектральним – виникає за рахунок різниці в спектральному складі звуків, що сприймають-ся лівим та правим вухом, внаслідок неоднакового екрануючого впливу голови та вушних раковин на НЧ та ВЧ складові складного звуку.

Вушна раковина має складну геометрію і діє як вибірковий пристрій для різних частот. Так існують бінауральні частотні передавальні функції голови – HRTF (Head Related Transfer Function) отримані експериментально.

Отже для вирішення поставленої задачі необхідно отримати залежність інтенсивності звуко-вого поля біля вух людини від місця знаходження джерела звуку з урахуванням ефектів інтерференції та дифракції хвиль. Отриману залежність можна використовувати для генерації сигналів при діагнос-тиці слухової орієнтації людини, де для заданої відстані R при зміні кута напряму φ від 0 до 360°, будуть розраховані відповідні амплітуди та зсуви фаз сиґналів, які необхідно подавати до акустичної системи, щоб змоделювати умови для локалізації місця положення уявного джерела. Це дозволить розробити систему для зняття кутової діаграми з точності визначення напряму надходження сиґналу.

Пацієнт може визначити місце знаходження джерела звуку шляхом вказування уявного місця знаходження (суб’єктивного) на діаграмі монітора ПК за допомогою мишки або сенсорного маніпу-лятора. В результаті буде отримана залежність похибки визначення напряму від кута надходження звукової хвилі при заданих параметрах (відстані та частоті).

Далі проводиться аналіз отриманої діаграми і визначається діапазони, де похибка визначення напряму перевищує узагальнене середнє значення точності (10…15%).

Остаточний результат роботи даної системи – отримання корекційної функції відтворення звуку в слухових апаратах для підвищення точності орієнтації у просторі людини зі слуховими вадами.

Якщо звукові сиґнали подавати за допомогою головних телефонів, то вушні раковини будуть притиснутими до голови і людина практично втрачає можливість локалізації у просторі за спектраль-ною ознакою. Тому необхідно проводити примусову фільтрацію сиґналу в навушниках за відомими функціями HRTF.



108

ЛІТЕРАТУРА 1. Музыкальная акустика / И. Алдошина, Р. Приттс – СПб.: Композитор, 2006. – 720 с.

НЕІНВАЗИВНА МЕТОДИКА МОНІТОРИНГУ МАКРОЕЛЕМЕНТІВ У КРОВІ ЛЮДИНИ

Яковенко І. О., аспірант; Клочко Т. Р., к.т.н., c.н.c. Національний технічний університет України «Київський політехнічний інститут»,

В умовах гострого дисбалансу макроелементів, що беруть участь у забезпеченні постійності

осмотичного тиску, кислотно-лужного балансу, процесів всмоктування, секреції, кровотворення, кіс-ткоутворення, згортання крові, м’язового скорочення, нервової провідності, внутрішнього клітинного дихання, виникає необхідність моніторингу вмісту даних елементів в організмі [1]. Але сучасні інва-зивні методи, які здебільшого застосовані у медицині, припускають визначення макроелементів у крові внаслідок забору крові з подальшим аналізом за допомогою спеціальних приладів, що є небез-печним, травматичним та довготривалим процесом, особливо в педіатричній практиці [2]. Тому ме-тою роботи є створення неінвазивного методу і апаратури на його основі для дослідження вмісту вказаних макроелементів у крові з наступним оцінюванням гомеостазу організму.

У процесі роботі було доведено, що обмін електролітів у крові (іони K+, Ca++, Na+) складає ос-нову виникнення біострумів серця – електричного потенціалу спокою та потенціалу дії міокардових клітин [3]. Порушення обміну електролітів викликає зміни біоелектричних процесів у міокарді, тобто зміни показників електрокардіограми. Тому вирішення поставленої проблеми є створення методики для оцінювання гемодинаміки організму, яка внаслідок вимірювання показників завдяки змінам біо-електричних процесів у міокарді (складових електрокардіограм) дозволяє ефективно, швидко та мак-симально точно оцінити функціональний стан організму.

Авторами розглянуто фізіологічні особливості стану организму при різних показниках концен-трації макроелементів у крові, що призводить до погіршення здоров’я пацієнта.

В ході роботи виконується експериментальне дослідження дітей трьох вікових груп (3-6 років, 7-10 років та 11-16 років), де одночасно проводиться наступні клінічні дослідження: біохімічне до-слідження крові, зняття ЕКГ. Авторами була поставлена задача встановити чисельно залежність між показниками та створити математичну модель. Обґрунтування математичної моделі потребує з’ясування кореляційних зв’язків між параметрами ЕКГ та вмістом макроелементів у крові дітей до-сліджуваних груп з великим числом вибірок.

Запропоновано аналітичну модель дії приладу із застосуванням математичного апарату теорії імовірнісної статистики, яка дозволяє обрахувати показники концентрації макроелементів у крові за даними електрокардіограми [4].

Пропонований алгоритм неінвазивної методики ефективно, швидко та максимально точно оці-нити стан організму, що вкрай необхідно при медичному обстеженні важко хворих пацієнтів.

Перевагами розробки та застосування подібної неінвазивної методики є відсутність негативно-го впливу на організм людини; можливість одночасно отримувати параметри кількісної оцінки робо-ти серця; можливість багатократно повторяти досліди у межах невеликого проміжку часу (що є цін-ним для контролю тяжких пацієнтів); запобігає створенню додаткової травми у критичних ситуаціях. Найбільш актуальними подібні методи є у педіатрії.

ЛІТЕРАТУРА 1. Назаренко Г.И. Клиническая оценка результатов лабораторных исследований / Г. И. Назаре-

нко, А.А. Кишкун. - М.: Медицина, 2000. – 356 с. 2. Дж. Кларк. Медицинские приборы. Разработка и применение /Дж. Кларк и др. /Под ред. Дж.

Вебстера. – К.: Медторг, 2004. – 620 с. 3. Яковенко І.О. Визначення макроелементів K+, Ca++, Na+ у крові дитини з подальшим оці-

нюванням гомеостазу організму / І.О.Яковенко, Т.Р. Клочко, О.О.Леус// Вісник НТУУ “КПІ” серія приладобудування. – 2009. – Вип. 38. - С. 156 - 163.

4. Патент № 51279 України, МПК G01N 33/48, A61B 5/08. Спосіб оцінювання гемодинаміки організму / Яковенко І.О., Клочко Т.Р., Леус О.О., 2010р. Заявка № u201000377, пріоріт. 15.01.2010.



109

Опубл. 12.07.2010, Бюл. № 13.

БІОЛОГІЧНІ ТА МЕДИЧНІ ПРИЛАДИ І СИСТЕМИ · EMG, and intracellular...

Documents

Transcript of БІОЛОГІЧНІ ТА МЕДИЧНІ ПРИЛАДИ І СИСТЕМИ · EMG, and intracellular...