Реферат: Формирование программы управления. Параметры стимулирующего сигнала - текст реферата. Скачать бесплатно.
Банк рефератов, курсовых и дипломных работ. Много и бесплатно. # | Правила оформления работ | Добавить в избранное
 
 
   
Меню Меню Меню Меню Меню
   
Napishem.com Napishem.com Napishem.com

Реферат

Формирование программы управления. Параметры стимулирующего сигнала

Банк рефератов / Радиоэлектроника

Рубрики  Рубрики реферат банка

закрыть
Категория: Реферат
Язык реферата: Русский
Дата добавления:   
 
Скачать
Архив Zip, 147 kb, скачать бесплатно
Заказать
Узнать стоимость написания уникального реферата

Узнайте стоимость написания уникальной работы

БЕЛОРУССКИЙ ГОСУДАРСТВЕ ННЫЙ УНИВЕРСИТЕТ ИНФФОРМАТИКИ И РАДИОЭЛЕКТРОНИКИ Кафедра ЭТТ РЕФЕРАТ На тему: «Формирование программы управления. Параметры с тимулирующего сигнала» МИНСК, 2008 Многогранное вовлечение мышц в процесс выполнения опред еленного движения (например, верхняя конечность при определенных допущ ениях имеет 27 степеней свободы) требует установления ряда зависимостей между основными параметрами, характеризующими объект управления и опр еделяющими характер управления. К таким параметрам относятся начально е положение опорного аппарата человека (донора и реципиента), определенн ые параметры ЭМГ донора и реципиента, сила, скорость сокращения мышц при выполнении ими тех или иных движений. Следует связывать динамику опреде ленных параметров ЭМГ в процессе выполнения движения с начальным полож ением опорного аппарата, с силой, развиваемой мышцей (или группой мышц), и скоростью ее сокращения. Следует также выяснить вопросы, связанные с вли янием на суммарный силовой эффект таких параметров стимуляции, как част ота, амплитуда, длительность импульса и его форма. При формировании программ управления на основе биоэлектрического обра за движений необходимый характер сокращения мышц реципиента (быстрые и ли медленные сокращения) задается характером сокращения «донорных» мы шц. В качестве последних могут служить мышцы другого человека (донора), за дающего программу движения, либо собственные мышцы того человека, движе ниями которого управляют (реципиента), но которые функционально не загру жены во время стимуляции. Основным достоинством систем биоэлектрического управления пропорцио нального типа, является то, что в них человек получает возможность произ вольно дозировать биоэлектрический сигнал. Однако создание системы пр опорционального управления требует решения ряда принципиальных вопро сов, среди которых немаловажными являются выбор способа выделения необ ходимой или желательной информации из биоэлектричес кою сигнала и способа преобразования информативного параметра биоэлек трического сигнала в сигнал, управляющий стимулирующим сигналом. Для выбора способа выделения информации необходимо располагать характ еристиками сигнала. Каковы же основные параметры электрической активн ости мыши? С количественной точки зрения ЭМГ прежде всего характеризует ся амплитудным и частотным параметрами. Среднее значение амплитуды инт ерференционной ЭМГ при поверх постном отведении колеблется в пределах 20 — 200 мкВ. При максимальных напряжениях мышцы величина электрических кол ебаний ЭМГ может составлять 1— 2 мВ. Из внешних факторов на величину ампли туды главным образом оказывают влияние величина площади отведения и ме жэлектродное расстояние. В наиболее общем виде чем больше площадь элект родов и межэлектродное расстояние, тем больше регистрируемая активнос ть. Знание частотных характеристик ЭМГ важно для выбора рациональной поло сы пропускания с точки зрения отношения сигнал/шум и обработки ЭМГ для б иоэлектрического управления. Подавляющее число исследований определяют диапазон максимальных ампл итуд спектра ЭМГ в пределах 70— 200 Гц. Исходя из данных о полосе частот ЭМГ, м ожно сделать выбор частотной полосы пропускания усилительных устройст в, используемых при разработке БЭСУ Что касается ограничения диапазона пропускания на высших частотах, то фактически все исследователи ограни чивают полосу частотами 800— 1500 Гц. Полоса пропускания ограничивается со стороны низких частот по-разному. Чтобы максимально ослабить сетевые помехи, полосу пропускания усилите ля обычно начинают с частот, превышающих 50 и даже 100 Гц (для исключения перв ой гармоники сетевой помехи). Ограничение полосы пропускания усилитель ных устройств снизу частотой 100 Гц целесообразно еще и потому, что в этой о бласти сильно сказываются частотные составляющие физиологических пом ех и артефактов, а также шумы входных каскадов усилителей. Хотя ограниче ние полосы пропускания на низких частотах до 100 Гц приводит к некоторой по тере информации, эту потерю считают допустимой. Сужение полосы пропуска ния усилителя от 1000 до 50— 75 Гц при средней частоте 185 Гц увеличивает отношен ие сигнал/шум в 2,5 раза. Однако наш опыт использования устройств биоэлектр ического управления в навязывании движений свидетельствует о целесооб разности расширения снизу полосы пропускания усилительных устройств д о 20 Гц (как раз с целью уменьшения потерь информации о движении). Использовать интерференционную ЭМГ непосредственно для управления не возможно. Поэтому предварительно ее нужно подвергнуть обработке с цель ю выделения полезной информации о движении. Потенциалы ЭМГ должны быть с оответствующим образом усилены и преобразованы в форму, пригодную для у правления. Использование биопотенциалов для управления предъявляет к методам обр аботки сигналов еще одно требование — высокую скорость анализа данных потенциалов. Без этого невозможно эффективно использовать биопотенциа лы для управления, так как в течение времени обработки параметры биологи ческой системы могут существенно измениться. Поэтому для биоэлектриче ского управления типичен такой режим, при котором происходят непрерывн ый отбор и анализ полезной информации с немедленным использованием рез ультатов этого анализа для управления. При биоэлектрическом управлении движениями основной целью является то , чтобы мышца реагировала на управляющие сигналы таким же образом, как ре агирует нормальная мышца на приходящие к ней нервные импульсы возбужде ния. Успех решения этой проблемы во многом определяется решением задач, связанных с формированием алгоритма сокращения мышцы, близкого к естес твенному. Для этого прежде всего необходимо располагать сведениями о те х зависимостях, которые связывают электрический и механический эффект ы активации нормальной мышцы. Рисунок 1 – Зависимость амплитуды интег рированной ЭМГ; а — от усилия, развиваемого мышцей, при двух (1, 2) различных постоянные скоростях укорочения икроножной мышцы человека; б — от разл ичных скоростей укорочения и у длинения (2) мышцы. Большинство элементарных компонентов движений че ловека и животных — это движения вращательные, и при анализе этих движе ний мы фактически пользуемся понятием момента мышечных сил. Развиваемы й мышцей момент зависит от силы и плеча ее приложения. Сила мышцы определ яется следующими факторами: размером мышцы - поперечным сечением, проход ящим через все мышечные волокна (физиологический поперечник мышцы), уров нем возбуждения (относительным количеством мышечных волокон, вовлечен ных в активность в данный момент), длиной мышцы, скоростью изменения длин ы. Зависимости мышечной силы от такого числа переменных заставляют пред положить, что и соотношение между электрической активностью мышцы и раз виваемой ею силой будет определяться большим числом факторов. Однако бо льшинство данных, полученных начиная с 50-х годов в исследованиях на людях , дает основание считать, что между усилием мышцы (напряжением при изомет рическом сокращении) и параметрами ЭМГ (в частности, амплитудой интегрир ованной ЭМГ) существует линейная или близкая к линейной зависимость (рис . 1). Сопоставление параметров интегр ированной ЭМГ и силы при разной длине мышц показало, что изменение длины существенным образом сказывается на характере отношения амплитуды инт егрированной ЭМГ к развиваемому мышцей усилию (ИР ). Приведенные на рис. 10 графики амплитуд ЭМГ для разн ых грузов не параллельны и особенно отклоняются при малых и больших знач ениях углов в локтевом суставе. По-видимому, эти отклонения зависят от из менений длины мышц. Большие усилия, развиваемые мышцей, сопровождаются з аметным растяжением сухожилий, что приводит к отклонению от линейности соотношений. Поэтому для больших мышц с коротким сухожилием, например дл я трехглавой мышцы голени, соотношение интегрированной электрической активности и силы мышцы сохраняет линейную зависимость для широкого ди апазона усилий этой мышцы. Для мышц с более длинными сухожилиями и меньш им сечением линейная зависимость может нарушаться при усилиях порядка 50-70% максимальной. При утомлении сохраняется линейный характер отношения ИР, а изменяется лишь коэффи циент пропорциональности. Изменение в соотношении может вносить также не учитываемая активность антагониста, которая составляет в среднем 10— 15% активности агониста. Кроме того, разные мышцы одного и того же сустава р азвивают разную по величине силу в зависимости от положения сочленяющи хся в суставе звеньев. Таким образом, хотя в большинстве случаев повышение электрической акти вности сопровождается увеличением мышечной силы, количественное опред еление по характеристикам ЭМГ таких механических параметров движения, как действующие силы, скорости, работы, затруднительно. БЭСУ пропорционального типа, обработка ЭМГ донорских мышц включает вып рямление потенциалов с последующим их пропусканием через интегрирующу ю цепочку. Сглаживание (интегрирующей цепочкой) выпрямленных потенциал ов позволяет получить устойчивый, медленно изменяющийся сигнал для упр авляющей системы. При этом такой выпрямленный и сглаженный (интегрирова нный) сигнал несет в себе достаточную информацию об изменяющемся усилии мышцы. Существенным вопросом является выбор постоянной времени интегрирован ия. Слишком большая постоянная времени интегрирования приводит к увели чению задержки и ухудшает качество отслеживания команд. Небольшая вели чина постоянной времени приводит к срабатыванию системы управления в т акт с отдельными флюктуациями ЭМГ. Желательно выбрать общую постоянную времени системы управления такой, которая была бы близка задержкам, набл юдаемым в организме человека в естественных условиях при управлении пр оизвольными движениями, т. е. приблизительно равной 0,1 с. В силу этих обстоя тельств исследователи, занимающиеся биоуправлением протезами и ортопе дическими аппаратами, практически выбирают постоянную времени интегри рования от 50 до 100 мс. Следует отметить, что при постоянной времени интегрир ования, равной 100 мс, доля переменных составляющих (флюктуации огибающей Э МГ) может достигать 15— 20% среднего значения амплитуды. В устройствес целью уменьшения флюктуации огибающей ЭМГ время интегри рования выбрано несколько большим, равным 0,2 с. В современной медицине для стимуляции используют токи, имеющие весьма р азличную форму и параметры: прямоугольные, треугольные, экспоненциальн ые импульсы, одно - и двухполярные, синусоидальные токи повышенных часто т, синусоидальные импульсы диадннамических токов Бернара, синусоидаль но-модулированные токи и т, д. Некоторое распространение получил перемен ный ток с шумовым спектром, состоящий из синусоидальных колебаний (часто та от 20 Гц до 20 кГц), беспорядочно комбинирующихся между собой аналогично ш умовым колебаниям. Метод физиотерапевтического воздействия выпрямленными синусоидальн ыми токами низкой частоты, или токами Бернара, привлек к себе внимание вр ачей различных специальностей главным образом потому, что наиболее важ ным результатом диадинамотерапии является выраженный болеутоляющий э ффект. Помимо болеутоляющего он оказывает рассасывающее действие, спос обствует большому притоку крови и удалению продуктов метаболизма из зо ны воздействия тока. Сущность действия диадинамических токов предполо жительно сводится к «блокированию» чувствительных нервных окончаний и в связи с этим к прекращению прохождения патологических импульсов из оч ага поражения в соответствующие отделы, вместе с этим благодаря ритмиче ским сокращениям мыши и стенок сосудов наблюдается улучшение крово - и л имфообращения, что в итоге приводит к улучшению трофики тканей. В разраб отанном Бернаром методе диадинамотерапии применяются две частоты импу льсов - 50 и 100 и секунду. По его данным, эффективными являются частоты в преде лах от 20 до 200 импульсов в секунду. Ряд авторов указывает на целесообразнос ть изменения длительности импульсов с целью получения лечебной ценнос ти и уменьшения явления привыкания организма (не только к диадинамическ ому, но и другим видам импульсных токов, обладающих болеутоляющим действ ием). Лечение экспоненциальными импульсными токами не уступает по своей эфф ективности диадинамотерапии и может быть рекомендовано при заболевани ях периферической нервной системы (радикулиты, миалгии, нейромиозиты), а также с несколько меньшим успехом при заболеваниях опорно-двигательно го аппарата — неспецифические полиартриты, спондилоартрозы. В последн ее время в электротерапии все шире начинают использовать анальгезирую щее действие переменных токов повышенных (звуковых) частот. В отличие от низкочастотных диадинамических токов, имеющих постоянную составляющу ю, переменные токи повышенных частот не вызывают раздражения кожи и ощущ ения жжения под электродами и лучше переносятся больными. Синусоидально-модулированные токи повышенных частот нашли применение в отечественном аппарате «Амплипульс». Здесь несущую частоту 5000 Гц модул ируют по амплитуде низкочастотными колебаниями (10— 150 в секунду). Далее было установлено, что в пределах повышенных частот существуют опт имальные области (2— 5 кГц), при которых порог возбуждения мышц человека ок азывался минимальным, а при неизменном стимуле достигалось наибольшее сокращение. Оптимальная частота для пороговых сокращений обычно превы шает оптимальную частоту для сильных ответных сокращений. Было также ус тановлено, что оптимальная частота стимуляции не зависит от площади электродов. Оптимальные часто ты изменяются в зависимости от функционального состояния нервно-мышеч ного аппарата н организма в целом и отличаются у различных групп мышц. Как правило, при сильном утомлении оптимальная частота несколько снижается. При оптимальной частоте процесс стимуляции безбо лезнен. Области частот минимального порогового напряжения остаются пр актически неизменными при стимуляции с нерва и с поверхности кожи. Наблюдения показали, что переменные токи частотой 5 кГц, модулированные синусоидальными колебаниями низкой частоты, обладают выраженным болеу толяющим действием, улучшают функциональное состояние нервно-мышечног о аппарата и периферического кровообращения. Способность переменных токов повышенных (звуковых) частот безболезнен но вызывать сокращение мышц находит все большее применение для стимуля ции мышц с ненарушенной иннервацией. Сообщалось об успешном применении стимуляции переменными токами для предотвращения атрофии мышц при дли тельной иммобилизации после травм через специально оставленные «окна» в гипсе, при лечении осложнений после полиомиелита для укрепления брюшн ой мускулатуры, при спастических парезах и параличах, при дегенеративны х и воспалительных поражениях суставов , приводящих к длительному бездействию, а также как средств а предупреждения внутримышечных и межмышечных сращений, спаек и контра ктур. Переменные токи звуковой частоты могут оказаться эффективными и для ст имуляции, при вынужденной длительной иммобилизации, например в условия х ограниченной подвижности у космонавтов или у больных вследствие тяже лых заболеваний внутренних органов и полостных операций, при некоторые формах сколиоза, плоскостопия и др. Безболезненность воздействия перем енных токов позволяет шире использовать электростимуляцию такого рода в детской практике. В отличие от однонаправленных низкочастотных импульсных токов воздейс твие переменными токами повышенных частот (порядка нескольких килогер ц) не сопровождается явлениями поляризации, ведущими к раздражению кожи под электродами. Это позволяет применять более длительные и интенсивны е воздействия. В частности, сообщалось о стимуляции, поддерживающей движ ение в течение нескольких часов и суток. Использование метода электрост имуляции переменным током, вызывающим мощное сокращение мышц без значи тельных болевых ощущений, весьма перспективно как одно из дополнительн ых средств избирательной тренировки силы отдельных наиболее важных мы шц и мышечных групп у спортсменов. Таким образом, при раздражении переменным током звукового частотного д иапазона одинаковое по величине сокращение мышцы можно получить при су бъективно менее неприятных ощущениях, чем при использовании импульсно го тока (прямоугольные импульсы длительностью 1 мс с частотой 50 или 100 Гц), то ков Бернара, фарадического тока. При этом оказалось, что субъективно неп риятные ощущения при сильном раздражении переменным током повышенных звуковых частот в значительной мере связаны не с действием этого тока ка к такового, а с мощным тетаническим сокращением мышц, вызванным этим ток ом. Это подтверждается тем, что, во-первых, наступающее в результате утомл ения снижение силы сокращения раздражаемой мышцы субъективно восприни мается пациентом как уменьшение силы раздражения. Во-вторых, при стимуля ции атрофированных (от бездействия) мышц величина предельно переносимо го тока примерно в полтора и более раз выше, чем при стимуляции здоровых м ышц. Я. М. Коцем были проанализированы некоторые стороны механизма анестезир ующего действия тока звукового диапазона. Опыты показали, что во время с ильного раздражения нерва таким переменным током происходит блокирова ние проведения импульсации по тем афферентным волокнам, которые связан ы с тактильными рецепторами. При раздражении локтевого или срединного н ервов на предплечье синусоидальным током повышенной звуковой частоты с силой, вызывающей субмаксимальное или максимальное сокращение мышц п редплечья и кисти, происходит потеря дискриминативной тактильной чувс твительности на участках кожи по ходу нервных проводников. Эти данные по зволяют объяснить относительно слабую выраженность субъективных ощущ ений на коже при воздействии таким током, меньшую болезненность его дейс твия по сравнению с другими токами и анальгезирующий эффект, которые пре дставляет собой частный случай анестезирующего действия. Выраженное анестезирующее действие переменного тока звукового диапаз она проявляется только при использовании достаточно-больших по силе то ков, вызывающих сильное сокращение мышц. Анальгезирующий эффект переме нного тока имеет определенный' порог и увеличивается с усилением тока, и бо, как показывают и наши наблюдения, и наблюдения других исследователей , с некоторого момента увеличение силы раздражения вызывает уменьшение неприятных ощущений. Измерения тактильной чувствительности при сильном раздражении нерва в острых опытах на животных и в исследованиях на людях показывают, что реж им периодического чередования раздражения с паузами обеспечивает боле е глубокий и продолжительный блок проведения по нервным волокнам, чем пр и непрерывном действии. При действии переменного тока звуковой частоты в раздражаемой области обеспечивается усиление кровообращения, по-видимому, за счет увеличени я мышечного кровотока в результате вызванного сокращения мышц (рабочая гиперемия). Известно, что расширение мышечных капилляров при сократител ьной деятельности мышцы приводит к расширению более крупных магистрал ьных мышечных, и не мышечных сосудов раздражаемой области, что должно со провождаться усилением кровотока не только в раздражаемых мышцах, но и в других прилегающих к ним глубоких тканях, в частности в связках и сустав ных капсулах, мышечных сухожилиях и т. д. (вторичная гиперемия). Если это де йствительно имеет место, то вторичная гиперемия тем больше, чем больше р абочая гиперемия. Рабочая гиперемия тем больше, чем больше сила сокращения мышцы. Наибольш ая гиперемия достигается после субмаксимального и максимального изоме трического сокращений мышцы. Во время самих сокращений происходит полн ое пережатие собственных сосудов (ишемия), но после расслабления мышц на ступает фаза рабочей гиперемии с резким усилением мышечного кровотока. Поэтому наиболее выраженный эффект гиперемии при действии тока можно п олучить, чередуя сильное изометрическое сокращение мышц с периодом отд ыха. Сравнительное исследование лечебного действия переменных токов повыш енных частот (модулированных переменных токов частотой 5 кГц, переменных токов частотой 5 кГц без амплитудной модуляции и немодулированных перем енных токов в диапазоне 1— 2 кГц) при пояснично-крестцовых радикулитах не выявило преимущества» (в клиническом отношении) ни одной из этих частот. Выбору вида и оптимальных параметров электростимуляции нормальных инт актных (иннервированных) мышц посвящен ряд исследований, проведенных в с вязи с использованием электростимуляции для тренировки мышечной силы спортсменов. Объектами исследования были мышцы предплечья (сгибатели кисти и пальце в) и икроножные группы мышц. Прямое раздражение предплечья осуществляло сь через пластинчатые электроды, накладываемые на ладонную поверхност ь предплечья. Непрямое раздражение производилось через электроды, расп оложенные над локтевым первом. Прямое изометрическое напряжение мыши регистрировалось с помощью тензометрических динамометров. Сравнение эффективность синусоидальных токов в диапазоне 100 3000 Гц показа ло, что для достижения максимально возможною мышечного сокращения при п рямом раздражении целесообразно использовать синусоидальный ток с час тотой порядка 2500 Гц, а при непрямом раздражении (через нерв) — 1000 Гц. Амплитудная низкочастотная модуляция несущего синусоидального напря жения звуковой частоты не изменяет величину порогового напряжения, но у меньшает необходимую мощность стимула. По эффективности стимуляции мышц прерываемым током звуковой частоты (н есущий синусоидальный сигнал 2500 Гц в случае прямого раздражения или 1000 Гц в случае непрямого раздражения прерывался с частотой 50 в секунду: 10 мс — р аздражение, 10 мс — перерыв) показали, что в случае прямого раздражения пр ерывание тока позволило получить достоверно большее напряжение мышц, ч ем при действии непрерывного синусоидального тока. При непрямом раздра жении прерывание синусоидального тока не дало дополнительного эффекта , но во всяком случае не уменьшило эффект по сравнению с непрерывным разд ражением. Подводя итоги результатов исследования эффективности раздражающего д ействия переменного тока повышенных частот, можно указать на следующие его особенности, которые могут быть использованы для электростимуляци и мышц: а) специфический механизм возбуждения, связанный с возникновение м деполяризации у обоих раздражающих электродов; б) асинхронное возбужд ение волокон, приближающее импульсацию к существующей в естественных у словиях; в) меньшее ветвление переменного тока частотой 3— 10 кГц, что позв оляет более избирательно стимулировать нуждающиеся в этом мышцы; г) преи мущественное раздражение таким током рецепторов мышц, а не кожи, и связа нная с этим меньшая болезненность. Повышенные частоты применяют и для получения так называемых интерфере нционных токов. При подаче на две пары электродов переменного тока с бли зкими частотами за счет биен ий получается низкочастотное воздействие током разностной частоты. На таком принципе работают ряд отечественных и зарубежных терапевтически х электростимуляторов. Для стимуляции мышц используют импульсы «игольчатой» формы (с малой про должительностью по сравнению с интервалами между импульсами), биполярн ые прямоугольные импульсы, трапециоидальные электрические импульсы и т. д. Ряд исследователем считают, что в качестве оптимальной формы стимул ирующего сигнала целесообразно использовать ту, которая приближается к форме потенциала действия, генерируемого на мембране нервных клеток. С тимулирующий сигнал такой формы применяют в ус1рэйстве «Бион». Здесь имп ульсы, по форме моделирующие потенциал действия, частотой следования 20 — 140 в секунду используют в качестве огибающей для получения радиоимпул ьсного сигнала (заполнение импульса — синусоидальный ток 10 кГц). Из всего многообразия видов стимулирующих сигналов можно выделить как наиболее распространенные прямоугольные импульсы, а также синусоидаль ные амплитудно- или частотно-модулированные сигналы. Хотя оптимальная м ощность стимула достигается при экспоненциальной форме импульса, при п рямоугольных импульсах затрата мощности на возбуждение возрастает все го на 22%. Сравнение болевого действия прямоугольных импульсов и синусоид ального сигнала показывает, что для частот ниже 200 Гц предпочтительнее пр именение прямоугольных сигналов, а на частотах выше 2000 Гц предпочтительн ее применение синусоидального сигнала (как менее болезненного). При этом следует учитывать, что прямоугольные импульсы ниже 200 Гц имеют преимущес тво перед синусоидальным сигналом такой же частоты, только при длительн ости до 0,5 мс. При увеличении длительности до 1 мс прямоугольные импульсы у трачивают преимущество перед переменным током звуковой частоты, поско льку при одной и той же величине сокращения мышц в последнем случае субъ ективно ощущение оказывается менее неприятным. ЛИТЕРАТУРА 1. Системы комплексной электромагнитотерапии : Учебное пособие для вузов / Под ред А.М . Беркутова , В.И.Жулева , Г.А . Кураева , Е.М . Прошина . – М .: Лаборатория Базовых знаний , 2000г . – 376с. 2. Электронная аппа ратура для стимуляции органов и тканей /По д ред Р.И.Утямышева и М.Враны - М .: Энергоатом издат , 2003.384с.. 3. Ливенсон А.Р . Электромедицинская аппаратура . :[Учебн . пособие ] - Мн .: Медицина , 2001. - 344с. 4. Катона З. Электроника в медицине : Пер . с венг . / Под ред . Н.К.Розмахина - Мн .: Медицина 2002. - 140с.
1Архитектура и строительство
2Астрономия, авиация, космонавтика
 
3Безопасность жизнедеятельности
4Биология
 
5Военная кафедра, гражданская оборона
 
6География, экономическая география
7Геология и геодезия
8Государственное регулирование и налоги
 
9Естествознание
 
10Журналистика
 
11Законодательство и право
12Адвокатура
13Административное право
14Арбитражное процессуальное право
15Банковское право
16Государство и право
17Гражданское право и процесс
18Жилищное право
19Законодательство зарубежных стран
20Земельное право
21Конституционное право
22Конституционное право зарубежных стран
23Международное право
24Муниципальное право
25Налоговое право
26Римское право
27Семейное право
28Таможенное право
29Трудовое право
30Уголовное право и процесс
31Финансовое право
32Хозяйственное право
33Экологическое право
34Юриспруденция
 
35Иностранные языки
36Информатика, информационные технологии
37Базы данных
38Компьютерные сети
39Программирование
40Искусство и культура
41Краеведение
42Культурология
43Музыка
44История
45Биографии
46Историческая личность
47Литература
 
48Маркетинг и реклама
49Математика
50Медицина и здоровье
51Менеджмент
52Антикризисное управление
53Делопроизводство и документооборот
54Логистика
 
55Педагогика
56Политология
57Правоохранительные органы
58Криминалистика и криминология
59Прочее
60Психология
61Юридическая психология
 
62Радиоэлектроника
63Религия
 
64Сельское хозяйство и землепользование
65Социология
66Страхование
 
67Технологии
68Материаловедение
69Машиностроение
70Металлургия
71Транспорт
72Туризм
 
73Физика
74Физкультура и спорт
75Философия
 
76Химия
 
77Экология, охрана природы
78Экономика и финансы
79Анализ хозяйственной деятельности
80Банковское дело и кредитование
81Биржевое дело
82Бухгалтерский учет и аудит
83История экономических учений
84Международные отношения
85Предпринимательство, бизнес, микроэкономика
86Финансы
87Ценные бумаги и фондовый рынок
88Экономика предприятия
89Экономико-математическое моделирование
90Экономическая теория

 Анекдоты - это почти как рефераты, только короткие и смешные Следующий
Принимаю оборудование по описи. Коллега:
- Чайников, по описи, - четыре, но по факту - три, и оба сломаны...
Anekdot.ru

Узнайте стоимость курсовой, диплома, реферата на заказ.

Обратите внимание, реферат по радиоэлектронике "Формирование программы управления. Параметры стимулирующего сигнала", также как и все другие рефераты, курсовые, дипломные и другие работы вы можете скачать бесплатно.

Смотрите также:


Банк рефератов - РефератБанк.ру
© РефератБанк, 2002 - 2016
Рейтинг@Mail.ru