Измерение импеданса биологической ткани. Лабораторная работа 1 измерение импеданса биологических тканей цель работы

• Название: Лабораторная работа 1 измерение импеданса биологических тканей цель работы
• Дата: 26.12.2021
• Размер: 0.83 Mb.
• Имя файла: Измерение импеданса биологической ткани.docx
• Тип: Лабораторная работа; #318580

ЛАБОРАТОРНАЯ РАБОТА №1
ИЗМЕРЕНИЕ ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ
Цель работы: ознакомление с конструкциями, характеристиками, особенностями применения биомедицинских электродов, изучение принципов и приобретение практических навыков экспериментального исследования измерения пассивных электрических параметров биологических тканей.

Общие сведения

При проведении электрофизиологических исследований и съема биоэлектрических сигналов, характеризующих происходящие в биообъекте процессы, широко используют биомедицинские электроды, от правильного выбора и применения которых в значительной степени зависят точность и объем получаемой физиологической информации.

Электрофизиологические параметры обычно отводят с помощью электродов монополярным или биполярным способами. При монополярном отведении один электрод (сигнальный) располагается в активной зоне, а другой – в нейтральной, где биологическая активность ис­следуемого органа или ткани пренебрежимо мала. При этом измеряет­ся абсолютная величина биопотенциала. При биполярном отведении оба электрода располагаются в активной области и измеряют раз­ность потенциалов между двумя точками.

К конструкции и материалу электродов предъявляется ряд тре­бований, определяемых специфическими условиями физиологического эксперимента и свойствами биообъекта:

1. 
   хорошая электропроводность;
   
2. 
   биологическая инертность (нетоксичность);
   
3. 
   высокая прочность;
   
4. 
   возможность надежного и удобного крепления;
   
5. 
   отсутствие поляризации, высокая помехоустойчивость к специфическим помехам;
   
6. 
   легкость и пластичность;
   
7. 
   физико-химическая инертность;
   
8. 
   стабильность измерений;
   
9. 
   малые габариты и вес;
   
10. 
    простота и долговечность.
    

Так как живой ткани присуща реакция на любое инородное тело, с которым оно соприкасается, то материал электрода должен быть биологически инертным (нетоксичным). Размер электрода желательно выполнять небольшим, это позволяет уменьшить влияние артефактов – помех от соседних участков ткани. С другой стороны, препятствием к уменьшению электрода является требование высокой электропроводности и прочности. Чтобы избежать по­ломки электродов при интенсивной мышечной работе, сами электроды и подходящие к ним провода должны быть достаточно мягкими и гибкими. Конструкция электродов должна предусматривать возможность надежного и удобного крепления. Этими требованиями объясняется разнообразие конструкций электродов, ориентированных на конкретные исследования.

По особенностям применения можно выделить четыре группы электродов:

• 
  для кратковременного использования (в основном в кабинетах функциональной диагностики);
  
• 
  для длительного, непрерывного наблюдения биоэлектрических сигналов (в условиях палат реанимации, интенсивной терапии, при исследовании состояния человека в процессе трудовой деятельности);
  
• 
  для динамических наблюдений (при наличия интенсивных мышечных помех в условиях физических нагрузок, в спортивной медицине и палатах реабилитации);
  
• 
  для экстренного применения в условиях скорой помощи.
  

По функциональному назначению биомедицинские электроды различают в соответствии о видом регистрируемой электрофизиологической активности (электрокардиографические, электромиографические, электроэнцефалографические, микроэлектроды для внутриклеточного исследования и т.д.).

В зависимости от способа контактирования с биообъектом различают накожные (поверхностные) и подкожные (игольчатые) электроды. В свою очередь, среди поверхностных электродов в зависимости от характера сопротивления кожно-электродного контакта можно выделить следующие группы: металлические, емкостные, резистивные и резистивно- емкостные.

По склонности к поляризации электроды делятся на поляризую­щиеся, слабополяризующиеся и неполяризующиеся. Биомедицинские электроды также классифицируют по форме, материалу активного слоя, способу крепления, поляризуемости и другим признакам. Кроме электрофизиологических измерений в медицинской практике электро­ды широко применяются для оказания терапевтического воздействия на организм электрическим током.

Общим требованием, предъявляемым к поверхностным электродам, является обеспечение малого переходного сопротивления элект­род-кожа, определяющего погрешность измерения. Значение этого сопротивления зависит от материала электрода, свойств кожи, площади ее соприкосновения с электродом, от свойств межконтактного слоя между электродом и кожей. В общем случае структуру участка контакта электрода с кожей можно представив в виде, изображенном на рис. 1.1. Между кожей и электродом размещен тонкий слой электролита, возникающий естественно (выделения потовых желез) или вносимый при наложении электрода (токопроводящие пас­ты, физиологический раствор).


Рисунок 1.1 – Структура контакта электрод-кожа
Ткани тела являются проводником второго рода с ионной проводимостью, импеданс которого содержит активную и реактивную составляющие. Емкость тканей создается мембранами образующих ткани клеток и многочисленными поверхностями, разделяющими отдельные органы и структуры тела. Реактивная составляющая тока, протекающего по подкожным тканям, по крайней мере на порядок меньше активной составляющей, и ею часто можно пренебречь. Емкость тканей кожи достигает 0,1 мкФ/см², ее необходимо учитывать при проведении измерений.

Электрические свойства контакта «кожа – электрод» определяются в основном поляризационными свойствами поверхностей раздела с разными типами проводимостей – перехода «ткань тела – электролит» и переход «электролит – электрод». Типичная кривая поляризации E=f(j), где Е – разность потенциалов на переходе; j – плотность тока, приведена на рис. 1.2. Кривая поляризации носит нелинейный характер, но при малых плотностях тока (до 10-15 мкА/см²) на ней можно выде­лить линейный начальный участок. На практике даже при максималь­ных амплитудах регистрируемых биоэлектрических сигналов кожно-электродный импеданс можно считать линейным – приращение разности потенциалов пропорционально плотности тока.


Рисунок 1.2 – Кривая поляризации контакта электрод - кожа
Поверхности разделов характеризует также равновесная разность потенциалов Е₀, возникающая на переходе при отсутствии тока, которая определяется природой контактирующих сред. В зависимости от материала электрода, свойств электролита, температуры, способа обработки кожи значение е₀ изменяется в пределах 0,1– 50 мВ. Поляризация электродов может сильно искажать форму регистрируемого сигнала, поэтому она крайне нежелательна. При регистрации биопо­тенциалов величина Е₀ должна оставаться постоянной, поэтому для некоторых типов электродов необходимо применение специальных мер для стабилизации значения Е₀. Разработаны и неполяризующиеся электроды. Регистрация биоэлектрических сигналов, где это возможно, осуществляется с помощью усилителей переменного тока, нижняя граничная частота которых составляет доли герц, при такой регистрации в расче­тах величиной Е₀ можно пренебречь.

К аждую поверхность раздела кожно – электродного контакта можно представить в виде эквивалентной схемы замещения, содержащей сопротивления и емкости (рис. 1.3). В неё включены омическое сопротивление и емкость перехода «кожа – электрод» (R_к-э, и С_к-э), а также сопротивление потерь R_c емкостной составляющей, эквивалентные параметры самого электрода Z_э и экви­валентное сопротивление подкожных тканей R_пк. ПараметрZ_э (R_э и С_э) определяется конструкцией и материалом электродов. Измерение параметров цепи осуществляется на переменном токе, при этом определяется комплексное сопротивление (импеданс).

Н аиболее распространённым типом электродов для съёма биопотенциалов являются металлические электроды. Переходное сопротивление между чистой сухой кожей и электро­дом может достигать сотен килоом. С целью уменьшения этого сопротивления при использовании металлических электродов применяют марлевые прокладки, смоченные физиологическим раствором, которые помещают между электродом и кожей, или специальные токопроводящие пасты. Это позволяет уменьшить переходное сопротивление до десятков килоом. Переходное сопротивление уменьшается также при увеличении площади контакта электрод – кожа. Однако при значительном увели­чении размеров электрода возрастает погрешность усреднения, а, следовательно, уменьшается диагностическая ценность измеряемого биопотенциала как сигнала о локальных изменениях электрической активности. Так как для металлического электрода сопротивление близко к нулю, то эквивалентная схема входной цепи последующих цепей преобразования принимает вид, изображенный на рис. 1.4.

Импеданс входной цепи последующих электронных устройств будем считать чисто активным. Из эквивалентной схемы легко вывести соотношение для комп­лексного сопротивления системы " кожа - металлический электрод":

.

Металлические электроды для съема биопотенциалов с поверхности тела представляют собой металлические пластинки круглой или овальной формы из нержавеющей стали площадью до 20 см², неполяризующиеся электроды – из хлорированного серебра, электроды-присоски, снабженные резиновым баллончиком, который дает возможность просто и достаточно надежно укрепить электрод в нужной точке тела, и ряд специальных электродов.

Среди электродов специальной конструкции следует отметить поверхностные слабополяризующиеся электроды типов ЭПСК (электрокардиографические – рис. 1.5), ЭПСМ (электромиографические – рис. 1.6), ЭПСЭ (электроэнцефалографические – рис. 1.7), которые предназначены для съема биоэлектрических сигналов при длительном наблюдении за состоянием тяжелобольных и больных во время операций, при биотелеметрии труда и спортивных нагрузок. При проведении электромиографии применяют игольчатые электроды (рис. 1.8)


Рисунок 1.5 – Электрод для электрокардиографии

Рисунок 3.6 – Поверхностные электроды для электромиографии


Рисунок 3.7 – Электроды для электроэнцефалографии



Рисунок 1.8 – Игольчатые электроды для электромиографии
Измерение импеданса биологических тканей. Электродные системы используются в импедансометрии. Материальным субстратом активного сопротивления R в биологи­ческом объекте являются жидкости (клеточная и внеклеточная), обладающие ионным механизмом проводимости. Субстратом реактивного сопротивления X (диэлектрический компонент импеданса) являются клеточные мембраны. По величине активного сопротивления рассчитывается объем воды в организме (ОВО), невысокое удельное сопротивление которой обусловлено наличием электролитов. Электрическое сопротивление жировой ткани примерно в 5 – 20 раз выше, чем основных компонентов безжировой массы.

Биоимпедансный анализ биообъекта заключается в первую очередь в оценке количества жидкости, так как именно жидкая среда создает активную составляющую проводимости. Электрический ток может протекать, огибая клетки и через клетки как показано на рис. 1.9а. Границы клеток образованы мембранами, которые по своим электрическим свойствам являются конденсаторами с зависящей от частоты переменного тока емкостью. Эквивалентная схема биообъекта (рис. 1.9б) содержит сопротивление внеклеточной жидкости R_вкж, сопротивление клеточной жидкости R_кж (сопротивление клеточной цитоплазмы) и емкость мембран C_м.

Измерение электросопротивления тканей и органов представляет собой значительную трудность по следующим причинам:

• 
  биологические объекты имеют разную конфигурацию, а применение формулы предполагает наличие однородного электрического поля между электродами;
  
• 
  ткани и органы неоднородны по своему составу, а ток идет преимущественно по тем участкам, сопротивление которых меньше, поэтому измерять сопротивление ткани в целом крайне трудно, а порой невозможно;
  
• 
  физические параметры живых существ не остаются постоянными с течением времени, они изменяются как в связи с физиологическими процессами, так и под действием протекающего тока, поэтому следует учитывать, что каждое предыдущее измерение, раздражая объект, может оказывать влияние на результат последующего измерения.
  

Рисунок 1.9 – Прохождение электрического тока через биологический объект (а)

и эквивалентная схема биоткани (б)
Таким образом, сопротивление биологической ткани содержит активную и емкостную составляющие. Полное сопротивление (импеданс) определяется параллельно включенными ветвями R_вкж и , где – угловая частота (рад/с), как

.

Модуль этого выражения, представляющий собой значение импеданса, равен

. (1.1)

На постоянном токе и при низких частотах ( ) сопротивление емкости чрезвычайно высокое, поэтому в импедансе присутствует только активное сопротивление внеклеточной среды Z ≈ R_вкж. На высоких частотах ( ) сопротивление емкости стремится к нулю, а общее сопротивление цепи становится равным сопротивлению параллельного соединения R_вкж и R_кж ( ). По данным измерений можно найти значения активных сопротивлений R_вкж и R_кж. Зная эти значения, по приведенному выражению после измерения сопротивления ткани на промежуточной частоте можно найти и величину емкости .

О днако из последнего выражения сложно извлечь в явном виде. Поэтому для ее оценки можно воспользоваться следующей упрощенной методикой (рис. 1.10). На частоте модуль сопротивления последовательной цепи становится равным , т.е. модуль емкостного сопротивления будет равным сопротивлению , а емкость может быть определена как

.

При этом ордината выделенной на графике зависимости точки будет иметь значение

. (1.2)

При низких частотах поляризационные эффекты почти столь же велики, как при постоянном токе, соответственно R_кж и Х_СМ имеют большое значение и практически весь ток проходит по шунтирующему сопротивлению R_вкж. Если же сечение межклеточных промежутков невелико, то сопротивление R_вкж возрастает и измеряемое полное сопротивление будет в основном определяться величиной R_кж. Поскольку R_кж зависит от проницаемости мембран, то величина сопротивления объекта, измеренная на низких частотах, в ряде случаев может служить мерой проницаемости клеточных мембран. При возрастании частоты переменного тока поляризационные эффекты уменьшаются, соответственно уменьшается величина Х_С. При частотах порядка нескольких мегагерц поляризация мембран почти исчезает и величиной Х_С при расчете полного сопротивления можно пренебречь. Отсюда следует, что высокочастотное сопротивление биообъектов может служить мерой концентрации в них свободных ионов.

Таким образом, импеданс тесно связан как со свойствами клеточных мембран, так и со свойствами клеточных и межклеточных жидкостей. Как упоминалось, измерение удельного сопротивления у живых объектов представляет большие трудности, однако для диагностических целей это и не требуется. Получать сведения о явлениях, происходящих в тканях, можно, наблюдая за относительным изменением импеданса между электродами любой формы, что широко применяют в медицине для диагностики воспалительных процессов.

Весьма важные сведения о состоянии биологических объектов дают дисперсионные кривые – графики зависимости полного сопротивления ткани от частоты переменного тока (рис. 1.10). Такая зависимость присуща только живым тканям, при пропускании переменного тока через обычные растворы электролитов дисперсии электросопротивления не наблюдается. Причина дисперсии заключается в том, что на величину электросопротивления при постоянном токе или при низких частотах значительное влияние оказывает макроструктурная поляризация. Поскольку при увеличении частоты переменного тока уменьшаются пограничные поляризационные эффекты, это ведет к уменьшению полного сопротивления ткани, поэтому дисперсионная кривая здоровой ткани обладает значительной крутизной (рис. 1.10, кривая 1).

При повреждении ткани возрастает проницаемость клеточных мембран, что приводит к уменьшению R_кжи С_М и, следовательно, к уменьшению полного сопротивления на низких частотах. Поэтому кривая 2 на рис. 1.10 обладает меньшей крутизной. При отмирании ткани поляризация на границах раздела практически исчезает и зависимость электросопротивления от частоты отсутствует, так как остается лишь активное сопротивление (рис. 1.10, кривая 3). Таким образом, по крутизне дисперсионной кривой можно судить о жизнеспособности той или иной ткани, что имеет большое значение, когда эта ткань предназначена, например, для трансплантации.
Р
исунок 1.10 – Зависимость полного сопротивления биообъекта от частоты

переменного тока (кривая дисперсии): 1 – для здоровой ткани; 2 – для ткани

после кратковременного нагревания в горячей воде; 3 – для той же ткани

после ее кипячения (т.е. для неживой ткани)
Частотные зависимости импеданса сходны для многих тканей, однако величина полного сопротивления разных тканей различна. Зона дисперсии электросопротивления обычно находится в пределах от 100Гц до 100МГц.

Б


Рисунок 1.11 – Стандартное расположение электродов

иоимпедансный метод активно используется при определении состава тела человека с целью диагностики ожирения. На рис. 1.11 показана схема наложения электродов при определении сопротивления тела человека. Ток протекает через правую руку и правую ногу и захватывает значительную часть туловища.
П

Рисунок 1.12 – Примерные

величины сопротивления

сегментов тела

ри этом измерен­ный импеданс в основном определяется сопротивлениями руки и ноги, как это видно из рисунка 1.12. Среднеквадратическое значение тока задается в диапазоне от 0,1 мА до 1 мА. При слишком малом токе ухудшается отношение сигнал/помеха на входе измерительного прибора, что приводит к росту инструментальных погрешностей измерения. Ток более 1 мА может создавать нежелательные эффекты в организме пациента.

Величина сопротивления сегментов тела человека изменяется от десятков до сотен Ом, при этом сопротивление в области туловища значительно меньше сопротивления сегментов с большим содержанием костной ткани. Типичные значения импеданса руки от запястья находятся в интервале 100 – 350 Ом, ноги от голеностопа – 100 – ­300 Ом, а туловища, масса которого составляет около 50% массы тела, – лишь 5 – 10% от общего импеданса (20 – 60 Ом).
Объект исследования

К пассивным компонентам электрических цепей относятся резистор, конденсатор и катушка индуктивности. Для измерения их соответственно сопротивления, емкости и индуктивности обычно применяют метод вольтметра и амперметра. Если активное сопротивление резистора можно измерить и на постоянном токе, то емкостное и индуктивное (реактивное) сопротивления можно измерить только на переменном токе ввиду того, что для постоянного тока конденсатор представляет собой разрыв цепи, а катушка индуктивности – короткое замыкание. При синусоидальном напряжении форма синусоидального тока в резисторе совпадает по фазе с формой напряжения, в конденсаторе опережает фазу напряжения на 90^О, в катушке индуктивности – отстает на 90^О от фазы напряжения. При измерениях импеданса биологических тканей имеет значение его модуль – абсолютное значение без учета фазовых сдвигов. При этом на переменном токе измеряются действующие значения токов и напряжений, которые в раз меньше их амплитудных значений, что не сказывается на расчетном значении импеданса, поскольку модуль сопротивления определяется отношением напряжения к току участка цепи .

Объект исследования представляет собой показанную на рис. 1.13 эквивалентную схему биологической ткани, включающую сопротивление клеточной жидкости R_кж, сопротивление внеклеточной жидкости R_вкжи мембранную емкость С_М. Параметры модели по вариантам приведены в табл. 1.1.

Таблица 1.1

№ варианта	Параметры			№ варианта		Параметры				№ варианта		Параметры
	Rвкж кОм	Rкж кОм	СМ нФ			Rвкж кОм	Rкж кОм	СМ нФ				Rвкж кОм	Rкж кОм	СМ нФ
1	10	2	1		10		100	20	1		19		75	10	1
2	200	30	2		11		200	30	2		20		120	15	2
3	150	20	4		12		20	5	4		21		100	20	4
4	30	3	5		13		120	15	5		22		10	2	5
5	75	10	8		14		150	20	8		23		30	3	8
6	100	20	12		15		50	10	12		24		50	10	12
7	120	15	15		16		30	3	15		25		20	5	15
8	20	5	20		17		10	2	20		26		200	30	20
9	50	10	30		18		75	10	30		27		150	20	30

Схема и порядок измерений

С

Рисунок 1.14 – Схема измерений

хема исследования, представленная на рис. 1.14, включает преобразованную в подсхему модель биологической ткани Z, функциональный генератор, мультиметр и вольтметр (на рисунке показаны раскрытые изображения генератора Functional Generator, мультиметра Multimeter и подсхемы Z). Для проведения измерений эквивалентную схему биологической ткани удобно преобразовать в подсхему, выделив элементы схемы и нажав клавиши CTRL+B.

Соберите схему, назначьте значения компонентов модели Z в соответствии со своим вариантом и установите режимы измерительных приборов:

• 
  функциональный генератор – синусоидальное напряжение с амплитудой 141 мВ (около 100 мВ действующее значение) частотой 1 Гц;
  
• 
  вольтметр – в режим AC (измерение по переменному току);
  
• 
  мультиметр – в режим измерения переменного тока (А, ^˷).
  

Задавая частоту сигналов генератора равной последовательно 1 Гц, 10 Гц, 100 Гц, 1 кГц, 10 кГц, 100 кГц, 1 МГц измерьте при каждом значении частоты значение тока, занесите измеренные значения в таблицу по форме табл. 1.2, и вычислите для каждой _i-ой частоты значение сопротивления Z по формуле .

Таблица 1.1

Частота f, Гц	1	10	100	1000	10∙103	100∙103	1000∙103
Ток I, мкА
Импеданс Z, кОм

Постройте в полулогарифмическом масштабе (по оси абсцисс – логарифмический, по оси ординат – линейный) график частотной зависимости импеданса подобно показанному на рис. 1.10.

Определите из графика значения сопротивлений клеточной R_вкж и внеклеточной R_вкж жидкостей. По формуле (1.2) рассчитайте значение :



и отметьте это значение на графике зависимости (рис. 1.10). По формуле рассчитайте значение мембранной емкости.

Сделайте выводы и составьте отчет по выполненной работе, который должен содержать следующие сведения:

• 
  Ф.И.О. студента (ов), группа;
  
• 
  название работы;
  
• 
  цель работы;
  
• 
  объект исследования (краткое описание);
  
• 
  схема измерений;
  
• 
  результаты измерений и расчетов;
  
• 
  выводы.