Билеты по биомедицинская физике с ответами. билеты физика. . Так как sqrt E то
 Скачать 0.9 Mb.
|
|
2). Распростран по артериям волна деформации стенок сосудов, и сопровождающее волна повыш давления в сосудах, назыв пульсовой волной. При выбросе крови из лев жел сердца вовремя систолы происх упругое растяж стенок аорты и часть кинетич энергии выталкив крови переходит в потенц энергию упруго деформ-х стенок аорты. При диастоле потенциальн энергия деформации аорты и других крупных сосудов переходит в кинетич эн проталкив крови, создавая доп фактор, способств-й ее движ-ю. В аорте скорость пульс волны v = 4 – 6 мс. В артериях v = 8 –12 мс, т.к. они имеют малый диаметр и толстый мышечный слой. В полой вене v ≈ 1 мс. Б) Скорость распространения пульсовой волны формула Моенса-Кортевега: Е – модуль упр стенки сосуда, h – толщина стенки сосуда, d – диаметр сосуда, ρ – плотность крови. Эфф Доплера состоит в изменении частоты волн, восприним некоторым приёмником, в зав-ти от относ скорости движ-я источника и наблюдателя. Когда источники приёмник неподвижны, частота волн, регистрируемых приёмником, совпадает с частотой волн, испускаемых источником v(пр)=v(ист). Если источник приближ к приёмнику, частота восприним волнового процесса увеличивается v(пр)>v(ист). При удал источника всё происходит наоборот. Разность приним и излуч частот ∆v= пр- v(ист)(доплеровский сдвиг)завис от скорости крови. Представим кровеносный сосуд, на нек участке кот необх определ скорость движ крови. От источника ультразвука на кровенос сосуд направ пучок ультразвуков волн с частотой ист. Нек объём крови отраж волны в разных направл, ив направл приёмника ультразвука. Шир применметода обусловл неинвазивностью (сосуд не поврежд), высок точностью. Дозиметрические приборы - устройства для измер доз ионизир излуч-й или активности объектов, содерж радионуклиды. Дозиметры – приборы, предназнач для измерения дозы(чаще экспозиционной. Дозиметр состоит из детектора и электронноизмерит устройства. Электронноизмер устройство осущ преобразование сигнала детектора в форму, удобную для последующей регистрации. Определяется мощность дозы Ẋ=I/m. Измеряется в А/кг или Кл/(с·кг). Радиометры - приборы для измер активности. Т.к активность определ числом актов распада за ед времени, тов радиометрах осущ счет электрич импульсов, вызванных попаданием частиц на детектор за опред время. Расчет удельной объемной активности(Аv): А = (N2/t2-N1/t1)/P, где Р — чувствительность радиометра к радионуклиду(ам). Измер в Бк/м3 или Ки/л. 5). I=I 0 *e^-kl; e^-kl=I/I 0 =0.5; ln(e^-kl)=ln(0.5);-0.69=-kl; 0.69=kl; l=0.69/k=0.69/0.7=1 (см) 6). I поляриз= I 0 /2;Iпрош=I полириз *cos^2(фи)=Iпрош=I поляриз *cos^2(60°);Iпрош=(I 0 /2)*1/4=I 0 /8 БИЛЕТ 8 1). Электростимуляция – дозированное возд-е электрическ током на определённ органы и возбудимые ткани организма с целью обеспечили улучш их д-ти. Используют низкочастотн (до Гц) импульсн и модулированн токи различной формы. Токи, используемые при электростимуляции, могут вызывать стимуляцию нервов и сокращения мышц, неуправляемые ЦНС. Ток частотой Гц и силой мА вызывает сокращение мелких скелетных мышц (кисть, гортань) – не отпускающий ток. Ток силой мА через грудную клетку человека вызывает паралич межрёберных и регулирующих движение диафрагмы мышц и через несколько мин может наступить смерть от удушья. Ток силой мА через грудную клетку может вызвать фибрилляцию миокарда и последующую остановку сердца. Поэтому стимулирующий ток должен иметь амплитуду меньше значений поражающего тока. Импульсные токи прямоугольной формы используют для стимуляции нервной системы, непрямоугольной – для стимуляции мышц. Прямоугольн импульсн ток. Для его полного описания необходимо знать амплитуду I 0 (мА частоту ν=1/T (Гц) импульсн тока (или период повторения импульса Т=tи+t0 [c]); скважность Q=Т/tи – безразмерная величина которая показывает, во сколько раз период повторения T больше длительности импульса и. Если и, то импульсный ток симметричный (Q=2). Коэф. заполнения k – показывает, какую долю периода занимает сам импульс и. Непрямоугольн импульсные токи. Все те же параметры. Длительность фронта фр – время нарастания тока от 0,1I 0 до 0,9I 0 . Крутизна фронта импульса Кр=0,8I 0 /tфр определяет скорость нарастания тока во времени от 0,1I 0 до 0,9I 0 . Длительность спада импульса tсп – время спада тока от 0,9I 0 до0,1I 0 Длительность вершины импульса tвер – время, в течение которого I>=0,9I 0 . Длительность импульса tи=tфр+tвер+tсп. Физиологический ответ возбудимой ткани на действие электрического тока (генерация потенциала действия в клетках, возникновение нервных импульсов) возникает, когда сила тока Iстим>=Iпор. Но при этом сила тока не должна превышать безопасных значений Iпор Зав-сть порогового тока от длит-ти tu прямоугольного импульса приблизительн описывается уравнением Вейса-Лапика: пор, где аи константы, зависящие от вида ткани. 1) при tu стремящемся к бесконечности, значение пор, значит b=R, b в А или мА 2) при tu=tхр, топор и по уравнению Вейса-Лапика: а=Rtхр. Реально I 0 =0,1мА-50мА. Тепловые эффекты при электростимуляции незначительны. Частота, ограничена абсолютным рефрактерным периодом – время, в течение которого клетку нельзя возбудить никаким стимулом. Для нервных клеток Гц, Т(рефр)=1-2мс. Для скелетных мышц Гц, Т(рефр)=5-10мс. Для сердечной мышцы Гц, Т(рефр)=300-350мс. На практике используют частоты Гц. На частотах Гц электростимуляция практически отсутствует. Длительность импульсного сигнала – её влияние на пороговое значение амплитуды тока определяется уравнением Вейса- Лапика. Крутизна фронта импульса, зависимость величины пор от скорости нарастания фронта импульса отражена в законе Дюбуа-Реймона: Раздражающее действие импульсного тока прямо пропорционально крутизне переднего фронта импульса. Тес увеличением крутизны фронта импульса пороговый ток уменьшается 2). Течение идеальной (несжимаемой и невязкой) жидкости можно описать уравнением Бернулли ρ v^2/2+P+ ρ gh = const, В любом сечении трубки тока СУММА динамич, статич и гидростатич давлений ПОСТОЯННА. ρ v^2/2 - динамическое давление, обусловл движением жидкости Р - статическое давление, несвязанное с движем жидкости ρ gh - весовое (гидростатическое) давление. Условие неразрывности струи – в любом сечении S сердечно-сосудистой системы объемная скорость кровотока одинакова. Ур-е Бернулли строго выполняется для идеальной, невязкой жидкости, т к не учитыв сила трения. Но его можно примени для жидкостей с невысокой вязкостью. Приме в мед практике ур-я БЕРНУЛЛИ 1. Определение скорости движения жидкости в горизонтальной трубе, 2. Закупорка артерии, 3. Поведение аневризмы. 3). Ядерн рей называют взаимод-е ядра атома с другими ядрами или элементарн частицами с образ-ем ядра другого элемента и других элементарн частиц. При всех ядерн р-ях выполняются законы сохранения суммарного электрического заряда, массового числа, полной энергии и импульса. Основные методы получения радионуклидов 1. Бомбардировка ядер атомов заряженными элементарными частицами первая такая ядерная реакция была осуществлена Резерфордом при бомбардировке ядер азота альфа-частицами: 14 7 N + ά (4 2He) → 17 8 O + 1 1p 2. Нейтронная активация. Радионуклиды в относительно больших количествах могут быть получены в атомных реакторах путем облучения ядер стабильных элементов нейтронами. Поглощая нейтрон, стабильное ядро превращается в радионуклид того же элемента {A; Z} Х + 1 0 n → {A+1; Z} Х (пример 59 кобальт + 1 0 n→60 кобальт) 3. Выделение радионуклидов из отработанных стержней ядерного реактора. 4). Эффект Доплера состоит в изменении частоты волн, воспринимаемых некоторым приёмником, в зависимости от относительной скорости движения источника и наблюдателя. Когда источники приёмник неподвижны, то частота волн, регистрируемых приёмником, совпадает с частотой волн, испускаемых источником v(пр)=v(ист). Если источник приближается к приёмнику, частота воспринимаемого волнового процесса увеличивается v(пр)>v(ист). При удалении источника всё происходит наоборот. Разность принимаемой и излучаемой частот ∆v= v(пр)-v(ист) – доплеровский сдвиг - зависит от скорости крови. Представим кровеносный сосуд, на некотором участке которого необходимо определить скорость движения крови. От источника ультразвука на кровеносный сосуд направляется пучок ультразвуковых волн с частотой ист. Некоторый объём крови отражает волны в разных направлениях, ив направлении приёмника ультразвука. Широкое применение метода обусловлено неинвазивностью (сосуд не повреждается, высокой точностью. 5). A=0,69N/T;N=m/ma=m*Na/M;A=0,69m*N A /M*T=0,69*1*6,02*10^23/137*109*10^7=3*10^12 (Бк). 6). α=α 0 CL; С (гм Билет 9 Датчик устройство, преобразующее измеряемую не электрическую величину в электрический сигнал, удобный для дальнейшего усиления, преобразования, передачи и регистрации. Генераторные (активные) датчики под воздействием измеряемого параметра (температуры, давления) генерируют электрическое напряжение и ток. Бывают пьезоэлектрические преобразуют механическое давление Р в электрическое напряжение U, прямо пропорциональное давлению. Используются в медицине, технике. Индукционные – явление электромагнитной индукции. Катушка с вставленным вне ферромагнитным сердечником. При движении сердечника D в катушке возникает ЭДС индукции U, пропорциональная скорости изменения магнитного потока через катушку, и пропорциональна скорости движения сердечника. Фотоэлектрические используются для измерения световых потоков и основаны обычно на фотогальваническом эффекте, те. на возникновении ЭДС на облучаемом светом переходе в полупроводниках. Температурные датчики – в технике, медицине. К ним относится ТЕРМОПАРА, действие которой основано на эффекте Зеебека: вцепи, состоящей из двух спаянных концами разнородных металлов, возникает ЭДС, величина которой пропорциональна разности температур спаев. Эти металлы отличаются концентрацией n в них свободных электронов, допустим n A >n B . Из А электроны будут переходить в В. Равновесие между этими двумя потоками электронов будет достигнуто при некоторой разности потенциалов U=(RT/F)*ln(n A /n B ) или U=(kT/e)*ln(n A /n B ), R=kN A , F=eN A . Если отношение n A /n B постоянно, то контактная разность потенциалов зависит только от температуры спая U=αT, где α=(k/e)*ln(n A /n B ) – величина, постоянная для данной пары металлов. Если спаять и вторые концы этих металлов, тов образовавшейся цепи возникнет ЭДС, пропорциональная разности температур спаев ЭДС. Для измерения температуры один спай помещают в этот объекта второй – в термостат с известной температурой. Эффект Пельтье: если в цепь включить источник постоянного напряжения, тов ней возникнет постоянный ток, то один спай будет нагреваться, а второй – охлаждаться. Будет выделяться и поглощаться теплота пропорциональная силе тока П, П – зависит от природы металлов. Параметрические (пассивные) датчики под действием измеряемой величины не генерируют электрический сигнал, но изменяют свои электрические параметры. Резистивные под действием измеряемого параметра изменяют свое сопротивление. Вводят ТКС температурный коэф. сопротивления ТКС=(1/R 0 )*(dR/dT). Чем больше ТКС, тем чувствительнее датчик. Сопротивление металлического проводника линейно зависит от температуры R=R 0 (1+αt). Зависимость R(t) линейна в широком диапазоне температур, t кр указывает на переход в сверхпроводящее состояние (R=0). Угол β (в точке пересечения ОУ и линии проводим параллель с ОХ) определяет быстроту изменения сопротивления с температурой, определяет чувствительность датчика tgβ=(dR/dt)αR 0 . Термисторы – полупроводниковые температурные пассивные датчики. Сопротивление уменьшается с увеличением их абсолютной температуры по закону R(T)=Ae B/T , где А (Ом) и В (град) – константы, зависящие от материала полупроводника. Зависимость нелинейна, с ростом температуры падает и сопротивление, и ТКС=(-B/T 2 ). 2. Амплитуда биопотенциалов и электрических сигналов датчиков обычно чрезвычайно мала (не более нескольких мВ, поэтому они могут быть зарегистрированы только после их предварительного усиления. При этом очень важно увеличить амплитуду этих электрических сигналов и одновременно сохранить неизменной их форму, поскольку во многих случаях именно форма зарегистрированного сигнала несет диагностичекую информацию. Усилитель электрических сигналов – устройство, увеличивающее интенсивность подаваемого сигнала за счет энергии постороннего источника, они применяются в электрокардиографах, электроэнцефалографах и тд. Усилители, изготовленные для работы с электрическими сигналами биологического происхождения усилители биопотенциалов. Главная их задача увеличение амплитуды сигнала, до уровня, необходимого для дальнейшей регистрации и обработки. Обязательным условием усиления биопотенциалов является точное сохранение их формы. Основной характеристикой усилителя является коэффициент усиления К, равный отношению амплитуды сигнала (мощности, напряжения, тока) на выходе усилителя к амплитуде соответствующего сигнала на его входе К=Рвых/Рвх; К=Uвых/Uвх K=Iвых/Iвх. Для идеального усилителя эти зависимости всегда линейны, так как его коэффициент усиления К постоянен и не зависит от амплитуды входного сигнала U вых =К·U вх . Подлежащие усилению биопотенциалы E (t), генерируемые живым организмом, носят обычно периодический характер и повторяются с некоторой частотой v0=1/T , где Т – период повторения исследуемого физиологического процесса. В результате этого на выходе обычного усилителя будет наблюдаться очень большой беспорядочно изменяющийся сигнал помехи, из-за которого практически невозможно будет наблюдать слабый исследуемый сигнал. Поэтому для усиления биопотенциалов используются дифференциальные усилители, способные усиливать полезный сигнал и подавлять сигнал помехи, те. обладают высокой помехозащищённостью. Особенностью дифференциального усилителя является наличие у него двух входов – инвертирующего (Вх1) и неинвертирующего (Вх2) и одного общего выхода. Коэффициенты усиления для этих входов одинаковы по величине, но противоположны по знаку Uвых1= К Uвх1 ; Uвых2= +К Uвх2; 3. Биологические ткани принято делить на жидкие мягкие и твёрдые, причем последнее деление достаточно условно. К мягким относятся ткани, для которых упругие (обратимые) деформации могут составлять десятки и сотни процентов, - это кожа, мышечная ткань, ткани легкого и мозга, стенки кров сосудов, дыхательных путей, а к твёрдым – кость и зубы. Промежуточное положение занимают сухожилие и суставной хрящ. Для определённости сухожилие отнесем к мягким тканям, а хрящ – к твёрдым. Особенности механических свойств биотканей:1. Большинство тканей анизотропно те. их физические, в том числе и механические свойства, неодинаковы в разных направлениях, что обусловлено их неоднородным строением. 2. Почти для всех биотканей характерны следующие временные эффекты при деформировании:а) при постоянной величине деформации в биотканях со временем происходит релаксация (спад) механического напряжения;б) при постоянной нагрузке величина деформации со временем увеличивается это явление называют ползучестью (крипом в) зависимостям механического напряжения от деформации при нагрузке и разгрузке соответствуют разные кривые, в результате образуется так называемая петля гистерезиса. Площадь внутри петли гистерезиса характеризует тепловые потери энергии при деформации образца. г) при циклическом нагружении биотканей в них возникают колебания механических напряжений и деформаций, при этом деформация ε всегда отстает по фазе от механического напряжения σ; д) механические характеристики биотканей часто зависят отскорости деформации д) механические характеристики биотканей часто зависят отскорости деформации. Перечисленные факты являются проявлением вязкоупругого поведения биоткани. 4. Предельный угол преломления- наибольший угол падения луча, при котором еще имеет место преломление при переходе луча в менее плотную среду. ри углах падения больше предельного происходит полное внутреннее отражение. Величина предельного угла преломления зависит от относительного показателя преломления sin α=1/n. Преломление света — явление, при котором луч света, переходя из одной среды в другую, изменяет направление на границе этих сред. Преломление света происходит последующему закону Падающий и преломленный лучи и перпендикуляр, проведенный к границе раздела двух сред в точке падения луча, лежат водной плоскости sin a/sin b=n2/n1. При падении света из оптически менее плотной среды в оптически более плотную (n1 , который называется предельный угол преломления. Если свет падает з оптически более плотной среды в оптически менее плотную (n2 p =hv p =hc/ λmin;E ф =hvф=hc/ ф λmin=1,23/U=1.23/80=0.015 нм ф ф 6. Х мс |