Сейсмокардиографический датчик

 

Изобретение относится к медицинской технике. Целью изобретния является повышение чувствительности и точности исследования при расширении рабочей полосы частот (до 250 Гц и выше). Конструкция позволяет уменьшить вес, габариты, упростить технологию изготовления при сохранении высокой чувствительности и точности исследований, обеспечивает возможность крепления датчика на поверхности грудной клетки без вспомогательного резинового пояса. Кардиодатчик содержит выполненные в виде колпачковых мембран с плоскими цилиндрическими буртиками корпус, диафрагму с пьезоэлементом, пластину с демпферными отверстиями, которые по периметру цилиндрических буртиков жестко связаны между собой, образуя контактный шов. Герметичный объем в корпусе над диафрагмой и под ней, в камере воздушного проведения, связаны посредством канала в трубке. При этом колпачковые мембраны помещены в кожух - эластичный резиновый колпачок, а пьезоэлемент посредством тонкой спирали соединен с гермовыводом и одним из выходных концов соединительного кабеля. 1 з. п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к аппаратуре для сейсмокардиографии.

Известен поликардиографический датчик (а.с. СССР N 523690, кл. А 61 В 5/02, 1976), содержащий воздушную камеру, заключенную в корпус с крышкой, диэлектрическую кольцевую насадку, расположенную на крышке и связанную с преобразователем пульсовых ударов сердца микрофоном, а также электрокардиографический электрод. Датчик позволяет одновременно регистрировать фоно- и электрокардиограммы в одной точке поверхности грудной клетки.

Однако данный датчик не обеспечивает достаточную чувствительность в инфранизкочастотном диапазоне и требуемую точность исследования, особенно в прекардиальной области сердца, имеет значительный вес и габариты, сложен в изготовлении, подготовке к работе и настройке.

Известен также датчик для сейсмокардиографии (СКГ) (а.с. СССР N 131018, кл. 30а, 4/01, 1960). Датчик представляет собой пьезоэлектрический микрофон, содержащий два склеенных квадратных кристалла из сегнетовой соли, три угла которых закреплены в корпусе, а к четвертому, свободному, прикреплен шток, соединенный с мембраной. Закрепление датчика на передней поверхности грудной клетки осуществляется резиновым поясом.

Ограниченный частотный диапазон (от 4-5 до 40 Гц) и недостаточно высокая чувствительность датчика позволяют уверенно регистрировать все фазы толчкообразных процессов, образующихся в сердце, но в худшей степени инфранизкочастотные процессы (1-5 Гц и ниже) в промежутках между точкообразными процессами. Этому в значительной мере препятствует и невысокая точность исследования, обусловленная сложностью и нетехнологичностью конструкции, выбором положения исследуемого пациента, способом крепления датчика. Так, при закреплении кардиодатчика с помощью резинового пояса неизбежно происходит упругое поджатие воздушной подушки под мембраной, вследствие чего по обе стороны от нее создается перепад давления, отличный от нуля. Это приводит к начальному статическому прогибу мембраны, жестко связанной с чувствительным элементом, к возникновению нелинейных искажений, к снижению динамического диапазона и снижению точности исследования. Снижению точности исследования способствует также и жесткая связь трех углов пьезоэлемента с корпусом, которая приводит к паразитному воздействию колебаний, связанных с возможной деформацией корпуса под действием внешних механических колебаний и акустических помех.

Наиболее близким к предложенному техническому решению является сейсмокардиографический датчик, основу которого составляет пьезокерамический цилиндрический кристалл, помещенный в металлический корпус, или используется обычная головка звукоснимателя, применяемая в стереофонических адаптерах [1] Пьезоэлектрический преобразователь помещен в корпус, выполненный из алюминиевого сплава и резиновой воронки. В боковую поверхность корпуса вклеен изолятор из органического стекла. Один из концов пьезокерамического кристалла плотно одет в капроновую втулку, которая укрепляется в указанном изоляторе. Через втулку проходят контакты к кристаллу снизу. Рабочая поверхность металлического корпуса закрыта мембраной диафрагмой. Свободный конец кристалла и мембрана диафрагма соединены между собой пластмассовым пелотом так, что в нерабочем положении датчика давление на кристалл отсутствует. В верхнем основании датчика имеется отверстие для сообщения полости внутри датчика с атмосферой.

Колебания грудной клетки, возникающие при работе сердца, передаются на резиновую воронку и через камеру воздушного проведения (воздушный столб в монографии) на мембрану-диафрагму и при помощи пелота на пьезокерамический кристалл; который отражает входное колебание в виде электрического сигнала, снимаемого с обкладок пьезоэлемента.

Крепление датчика на поверхности грудной клетки осуществляется как и в предыдущем случае резиновым поясом.

Конструктивно датчик близок предыдущему и сохраняет те же его недостатки, однако имеет более высокую чувствительность в пределах 30-150 Гц. У него значительно меньше вес и габариты. В работе он показывает более стабильные результаты.

Целью изобретения является повышение чувствительности и точности исследования при расширении рабочей полосы частот (до 250 Гц и выше). Кроме того, заявляемая конструкция позволяет уменьшить вес, габариты, упростить технологию изготовления при сохранении высокой чувствительности и точности исследований, обеспечивает возможность крепления датчика на поверхности грудной клетки без вспомогательного резинового пояса.

Цель достигается тем, что сейсмокардиографический датчик, содержащий кожух, корпус, канал, камеру воздушного проведения, отделенную от корпуса посредством диафрагмы, контактирующей с пьезоэлементом, дополнительно содержит размещенную в камере воздушного проведения пластину с демпферными отверстиями, расположенную параллельно диафрагме, на центральной части которой, обращенной внутрь корпуса, размещен пьезоэлемент. При этом диафрагма, корпус и пластина выполнены в виде колпачковых мембран, жестко связанных друг с другом по периметру цилиндрических буртиков и охваченных кожухом, а канал соединяет полость корпуса с камерой воздушного проведения. Причем эффективное сечение канала и отверстий выбирают из условий S_{эфф.кан}= · S_эфф (1) S_{эфф.отв}= · S_эфф (2) где S_эфф площадь пластины с демпферными отверстиями; ν- кинематическая вязкость воздуха; L_кан длина канала; h толщина пластины с демпферными отверстиями; Δ- расстояние между диафрагмой с пьезоэлементом и основанием кожуха; r радиус пластины;
А_рез амплитуда колебаний диафрагмы с пьезоэлементом на резонансной частоте;
f_рез резонансная частота датчика.

Кожух сейсмокардиографического датчика может быть выполнен в виде гофрированной трубки и связан с камерой воздушного проведения посредством дополнительного канала, выполненного в кожухе.

Использование в качестве мембраны-диафрагмы колпачковой мембраны позволяет увеличить коэффициент преобразования (чувствительность) кардиодатчика. Известно, что чувствительность колпачковых мембран по прогибу ее центра и возникающим радиальным напряжениям более чем в два раза превышает чувствительность плоских мембран, жестко заделанных по контуру (Осипович Л.А. Датчики физических величин. М. Машиностроение, 1979, с. 141). Вместе с тем увеличению чувствительности кардиодатчика способствует уменьшение объема камеры воздушного проведения и связанных с этим потерь на сжимаемость воздуха, что достигается за счет использования компактного конструктивного элемента дополнительной колпачковой мембраны и его взаимного расположения относительно колпачковой мембраны с пьезоэлементом.

При этом существенным образом меняется способ крепления пьезоэлемента с колпачковой мембраной, при котором, в отличие от прототипа, пьезоэлемент выполнен в виде тонкого, гибкого диска, наклеиваемого на плоскую центральную часть мембраны. Тонкий пьезокерамический диск имеет более высокую собственную емкость и меньшее выходное сопротивление по сравнению с пьезоэлементом прототипа и аналогами, что немаловажно при согласовании кардиодатчика с серийной регистрирующей аппаратурой. Это, с одной стороны, в оптимальном режиме позволяет использовать подобного рода электромеханический преобразователь с максимальной его чувствительностью, с другой, механически развязать пьезоэлемент от корпуса и тем самым снизить влияние внешних акустических и механических помех на пьезоэлемент, повысить точность исследования. Использование в качестве пьезоэлемента тонкой гибкой пленки или напыляемой структуры позволяет существенно уменьшить присоединенную массу сборки электромеханического преобразователя, снизить инерционную "паразитную" составляющую колебаний, улучшить соотношение исследуемого сигнала к помехе, что также повышает точность исследования. Вместе с тем, использование тонкой гибкой пленки или напыляемой структуры в большей степени снижает выходное сопротивление преобразователя, что улучшает согласование датчика с входом серийно выпускаемой аппаратуры, допускает его подключение к входу измерительной аппаратуры без использования согласующего устройства.

Дополнительные возможности предложенной конструкции кардиодатчика заключаются в том, что, варьируя в широких пределах соотношение толщины мембраны и пьезоэлемента, можно изменять рабочий частотный диапазон и исследовать как звуковые, фоновые процессы, происходящие в сердце и других органах до 1 кГц и выше, так и дозвуковые инфранизкочастотные от 0,1 до 20 Гц, получая при этом значительную чувствительность. Иначе говоря, появляется возможность создания целого ряда кардиодатчиков, которые по возможностям исследования перекрывают весь рабочий частотный диапазон деятельности сердца от 0,1 Гц до 800-1000 Гц (Юзбашев З.Ю. Сейсмокардиографическая диагностика приобретенных пороков сердца. Изд. СГУ, 1989, с. 8).

Обращение плоской центральной части колпачковой мембраны с пьезоэлементом внутрь мембраны корпуса обеспечивает полную электрическую экранировку пьезоэлемента, что также способствует повышению точности исследования.

Выполнение корпуса в виде колпачковой мембраны, которая по периметру плоского цилиндрического буртика сваривается с аналогичными частями других колпачковых мембран, позволяет сделать конструкцию кардиодатчика более технологичной и компактной по форме, чем у прототипа, уменьшить вес и вертикальный габаритный показатель до минимума, что положительно сказывается на точности исследования, за счет уменьшения помех, связанных с возможностью "раскачивания" кардиодатчика на объекте колебаний.

Для обеспечения равенства давлений по обе стороны от колпачковой мембраны с пьезоэлементом в статическом положении при установке на объекте колебаний объем воздуха над пьезоэлементом и объем воздуха в камере воздушного проведения связаны между собой посредством канала, который может быть выполнен как в самой мембране, так и в трубке, расположенной с внутренней или внешней стороны колпачковых мембран. При этом расположение трубки с внешней стороны колпачковых мембран не препятствует нормальной работе колпачковой мембраны с пьезоэлементом. Выполнение канала в самой колпачковой мембране не всегда возможно на практике вследствие малого его сечения. В результате при установке кардиодатчика на объекте избыточное давление в камере воздушного проведения и объеме над пьезоэлементом постепенно выравнивается и становится одинаково разреженным по отношению к атмосферному давлению. Это, при наличии резинового колпачка, удерживает кардиодатчик на объекте колебаний, а мембрану с пьезоэлементом в положении статического равновесия. Подобное обстоятельство принципиально важно для инфранизкочастотного кардиодатчика, обладающего повышенной чувствительностью к перепаду давления, действующему на колпачковую мембрану с пьезоэлементом.

Введение дополнительной колпачковой мембраны с отверстиями в плоской центральной части, предназначенными для пневматического демпфирования, позволяет скорректировать амплитудно-частотную характеристику, уменьшить влияние резонансной частоты и частот к ней примыкающих, которые в виде остаточного шумового фона накладываются на полезный сигнал и ухудшают соотношение сигнал/помеха, снижают точность исследования.

Введение резинового колпачка, снаружи облегающего корпус, позволяет дополнительно защитить электромеханический преобразователь кардиодатчика от влияния внешнего акустического фона помех, а придание колпачку в основании формы, обеспечивающей "присасывание" к объекту колебаний, позволяет отказаться от использования резинового пояса без ухудшения надежности его контакта с объектом.

Для улучшения контакта с объектом исследования вместе с резиновым колпачком может быть использована гофрированная трубка, обеспечивающая более надежное прилегание кардиодатчика к объекту за счет дополнительной жесткости гофрированной трубки. Здесь воздушный объем между корпусом и гофрированной трубкой обеспечивает дополнительную защиту от акустических помех. Вместе с тем нежелательно при проектировании увеличивать вертикальный габаритный показатель, снижающий устойчивость к помехам при "раскачивании" кардиодатчика.

На основании изложенного можно сделать вывод о наличии в заявляемом техническом решении изобретательского уровня.

На фиг.1 представлена конструкция кардиодатчика; на фиг.2 фрагмент конструкции с вариантом выполнения канала в трубке с внутренней стороны колпачковых мембран; на фиг.3 вариант выполнения резинового колпачка с гофрированной трубкой; на фиг.4 амплитудно-частотная характеристика прототипа и заявляемого объекта, полученные экспериментально и подтверждающие достижение положительного эффекта (кривая 1 при толщине диафрагмы 0,1 мм; кривая 2 амплитудно-частотная характеристика прототипа; кривая 3 при толщине диафграгмы 0,3 мм).

Изображенный на фиг.1 кардиодатчик содержит выполненные в виде колпачковых мембран с плоскими цилиндрическими буртиками корпус 1, диафрагму 2 с пьезоэлементом 3, пластину с демпферными отверстиями 5, которые по периметру цилиндрических буртиков жестко связаны между собой, образуя контактный шов 6. Герметичный объем в корпусе 1 над диафрагмой 2 и под ней в камере 7 воздушного проведения связаны посредством канала 8 в трубке 9. При этом колпачковые мембраны 1, 2, 4 помещены в кожух 10 эластичный резиновый колпачок, а пьезоэлемент 3 посредством тонкой спирали 11 соединен с гермовыводом 12 и одним из выходных концов соединительного кабеля 13.

На фиг. 2 показан вариант выполнения канала 8 в трубке 9, примыкающей к вертикальным цилиндрическим буртикам с внутренней стороны колпачковых мембран 1, 2.

На фиг.3 показано выполнено резинового колпачка 10 в виде гофрированной трубки, образующей с корпусом 1 замкнутый объем 14, сообщающийся с камерой воздушного проведения посредством выполненных в нем каналов 15.

Работает кардиодатчик следующим образом.

При установке кардиодатчика на исследуемом объекте при герметичном его прилегании по обе стороны от мембраны 2 с пьезоэлементом 3 посредством канала 8 в трубке 9 устанавливается равное давление, меньшее атмосферного. Такой перепад давления внутри корпуса 1 с наружным уравновешивает его вес, удерживает кардиодатчик на исследуемом объекте. Колебания исследуемого объекта грудной клетки, возникающие при работе сердца, приводят к прогибу поверхности, на которой закреплен кардиодатчик. Образующаяся при этом волна сжатия или разряжения за счет изменения объема и давления в камере воздушного проведения 7 через отверстие 5 в дополнительной колпачковой мембраны 4 достигает колпачковой мембраны 2 с пьезоэлементом 3. Поскольку давление над мембраной 2 с пьезоэлементом 3 не успевает мгновенно изменится по сравнению с установившимся, возникающий перепад давления заставляет деформироваться прогибаться мембрану 2 с пьезоэлементом 3. В результате на обкладках пьезоэлемента 3 образуется напряжение, соответствующее по величине и форме характеру входного сигнала. За счет потерь, связанных со сжимаемостью воздуха в камере 7 воздушного проведения, деформация прогиба колпачковой мембраны 2 с пьезоэлементами 3 меньше, чем прогиб поверхности, на которой установлен кардиодатчик. На резонансной частоте и частотах, к ней примыкающих, в демпферных отверстиях 5 дополнительной колпачковой мембраны 4 увеличивается действие силы сопротивления, препятствующей перетоку через отверстия воздуха, движимого волной сжатия или разрежения. От этого выходной сигнал с пьезоэлемента 3 уменьшается, уменьшается выброс на амплитудно-частотной характеристике, что позволяет расширить рабочую область частот.

В случае использования эластичного колпачка установка кардиодатчика производится следующим образом. Под действием нагрузки, при нажатии рукой сверху, выгибаясь, деформируясь упругая нижняя часть резинового колпачка 10. При этом уменьшается объем камеры 7 воздушного проведения, а давление внутри увеличивается и становится избыточным по отношению к атмосферному и вытесняет воздух наружу. В результате давление во внутренних объемах кардиодатчика стремится к атмосферному. В следующий момент при снятии внешней нагрузки восстанавливающая упругая сила резинового колпачка стремится вернуть его в нормальное состояние. Объем камеры воздушного проведения начинает возрастать. В нем создается разрежение по отношению к атмосферному давлению. Однако при этом воздух во внутренние объемы кардиодатчика не поступает (принцип ниппельного клапана). В результате перепад давления внутри и снаружи, увеличиваясь, сохраняется, достигая своего максимального значения, определяемого упругими свойствами резинового колпачка, который удерживает массу датчика на объекте исследования. Масса кардиодатчика определяется из условия
m <
(3) где Р атмосферное давление;
Р₁ давление во внутренних объемах кардиодатчика;
S наружная площадь кардиодатчика;
G ускорение свободного падения.

После закрепления кардиодатчика на объекте исследования в обеих полостях над и под пьезоэлементом с помощью канала в трубке устанавливается равное разряженное давление.

При использовании в качестве резинового колпачка гофрированной трубки процесс установления аналогичен. Стравливание воздуха, заключенного в объеме между корпусом и гофрированной трубкой 16, под воздействием внешней нагрузки осуществляется по каналам 15 в резиновом колпачке. Сечение этих каналов значительно меньше сечения отверстий в колпачковой мембране и они не препятствуют нормальной работе прибора. Выбор эффективного сечения канала и отверстий осуществлен из следующих соображений.

Сечение канала трубки выбирается таким, что препятствует перетоку через него воздуха во всем частотном диапазоне, за исключением процессов, протекающих с частотой меньше нижней граничной частоты рабочего диапазона. В отличие от канала эффективное сечение отверстий таково, что оно не препятствует перетоку воздуха во всем рабочем частотном диапазоне, но с увеличением частоты выше верхней граничной начинает препятствовать перетоку воздуха и на резонансной частоте сопротивление перетоку достигает величины, обеспечивающей оптимальное затухание.

Вывод аналитического выражения, с помощью которого можно оценить эффективные сечения канала и отверстий, следует производить на основе анализа сил, действующих в приборе.

Сила сопротивления, действующая в канале или отверстиях и препятствующая перетоку через них воздуха, определяется в виде
F_c H˙ X₁', (4) где Н показатель затухания;
Х₁' скорость смещения воздуха в канале, отверстиях.

Подставим в (4) известное значение для показателя затухания (Сергеев С. И. Демпфирование механических колебаний. Физматгиз, 1959):
H 8·π·μ·L_{кан(отв)}
(5) где μ- динамическая вязкость;
L_{кан(отв)} длина канала (отверстий);
S_эфф и S_{эфф.кан(отв)} эффективная площадь пластины, канала и отверстий.

Воспользуемся известным выражением в гидростатике, вытекающим из закона Паскаля:
X Xʹ
(6) где Х' скорость смещения воздуха в камере воздушного проведения, а также уравнением движения в виде:
X' 2π˙f˙A, (7) где А амплитуда колебаний;
f текущая частота.

С учетом уравнений (5)-(7), получим силу сопротивления в виде
F_c= 16π²·μ·L_{кан(отв)}·f·A
(8) Сила давления, действующая на мембрану с пьезоэлементом, заставляющая их прогибаться,
F_g ΔP˙S_эфф, (9) где ΔР избыточное давление, возникающее в камере воздушного проведения.

Воспользуемся тем, что
ΔP λ · ρ·Xʹ
(10) где λ- коэффициент сопротивления;
Δ- расстояние между диафрагмой и основанием кожуха;
r радиус пластины;
ρ- плотность воздуха, а также тем, что
λ (11)
где R Рейнольдсово число, равное примерно 2000.

После подстановки получим выражение для силы давления в виде:
F_д= 0,032· ·ρ·π²·f²·A²·S_эфф
(12)
Для выполнения поставленных выше условий необходимо, чтобы в канале и отверстиях соотношение сил отвечало неравенству:
F_c > F_{д .} (13)
Анализ сил, действующих в канале и отверстиях, в соответствии с приведенными условиями, показывает, что эфф. сечение канала должно быть во много раз меньше, чем отверстий, т.е.

S_{эфф.кан} < S_{эфф(отв)} (14) Раскрывая неравенство, получим искомое выражение для определения эффективного сечения канала и отверстий:
S_{эфф.кан(отв)}< 10·S_эфф·
(15)
Приведем соотношение (15) в соответствие с поставленными выше условиями. С ростом частоты от верхней граничной частоты рабочего диапазона к резонансной частоте в отверстиях пластины возникает сила сопротивления, препятствующая перетоку воздуха. Учитывая то, что амплитуда выброса на резонансной частоте кардиодатчика примерно на два порядка отличается от амплитудного значения чувствительности плоского участка амплитудно-частотной характеристики при отсутствии пластины с демпферными отверстиями, зададимся силой неравенства (13) в отношении отверстия 100, т.е. ( ≈40 дБ):
F_c 100˙F_д (16) Тогда эффективное количество отверстий будет равно:
S_{эфф(отв)}= S_эфф
(17) Выбор оптимального сечения отверстий, определяемого равенством (17), позволяет уменьшить выброс на резонансной частоте и тем самым скорректировать амплитудо-частотную характеристику, расширив диапазон рабочих частот в сторону верхних частот, снизить влияние резонансной частоты, которая, накладываясь на полезный регистрируемый сигнал, приводит к его искажению, снижению точности исследования.

Выбор эффективного сечения канала также следует рассматривать по отношению к плоскому участку амплитудно-частотной характеристики. Здесь необходимо обеспечение ослабления ниже нижней граничной частоты в 120 дБ, т.е. ослабление сигнала до уровня собственных шумов электромеханического преобразователя. При этом в расчетном соотношении следует брать резонансную частоту, т. к. на ней сечение кабеля минимально и во всем рабочем частотном диапазоне обеспечивает выполнение поставленного условия. При этом нежелательно стремиться к тому, чтобы сечение канала было равным сечению капилляра, т.к. в этом случае существенно возрастает время восстановления равного давления над и под пьезоэлементом, т.е. время подготовки прибора к работе. Да и при выборе основного соотношения (15) на рассматриваемые силы сопротивления, действующие в капиллярном канале. С учетом сказанного эффективное сечение канала определяется в виде
S_{эфф.кан}= S_эфф
(18)
Проиллюстрируем расчет на примере конкретного выполнения кардиодатчика, имеющего следующие параметры: S_эфф3,14˙10^-4 м²; ν= 0,15˙10^-4 м²/c; h_отв 3˙10^-3 м; L_кан 5˙10^-3 м; Δ= 6˙10^-3 м; r 10^-2 м; f_рез 500 Гц; А_рез 2˙10^-4 м.

Для отверстия получаем диаметр 3 мм, количество 10 отверстий. Для канала диаметром 1,2 мм. Однако на практике сечение канала выбирается еще меньшим, чем позволяет скорректировать имеющий место завал на амплитудно-частотной (от 0,1 до 1 Гц) характеристике в области низких частот, связанный с частичным переносом воздуха через канал. Примечательно, что канал аналогичного назначения применен в конструкции микрофона фирмы "Брюль и Кьер" и составляет 0,245 мм. Однако он установлен для микрофона с резонансной частотой 10 кГц.

Формула изобретения

1. СЕЙСМОКАРДИОГРАФИЧЕСКИЙ ДАТЧИК, содержащий кожух, корпус, канал, камеру воздушного проведения, отделенную от полости корпуса посредством диафрагмы с возможностью контакта с пьезоэлементом, отличающийся тем, что от дополнительно содержит размещенную в камере воздушного проведения пластину с демпферными отверстиями, расположенную параллельно диафрагме, на центральной части которой, обращенной внутрь корпуса, размещен пьезоэлемент, при этом диафрагма, корпус и пластина выполнена в виде колпачковых мембран, жестко связанных одна с другой по периметру цилиндрических буртиков и охваченных эластичным кожухом, а канал соединяют полость корпуса с камерой воздушного проведения, причем эффективное сечение канала и отверстий выбирают из условий
S_{эфф.кан}=

× S_эфф,
S_{эфф.отв}=

× S_эфф,
где S_эфф площадь пластины с демпферными отверстиями;
ν кинематическая вязкость воздуха;
L_кан длина канала;
h толщина пластины с демпферными отверстиями;
D расстояние между диафрагмой с пьезоэлементом и основанием кожуха;
r радиус пластины;
A_рез амплитуда колебаний диафрагмы с пьезоэлементом на резонансной частоте;
f_рез резонансная частота датчика.

2. Датчик по п. 1, отличающийся тем, что кожух выполнен в виде гофрированной трубки и связан с камерой воздушного проведения посредством дополнительного канала, выполненнего в кожухе.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4