Содержание к диссертации
Введение
Глава I. Методы и устройства измерения импеданса биологических объектов (обзор литературы) 10
1.1. Активная и реактивные составляющие проводимости биологических объектов 10
1.2. Методы анализа кондуктометрических и импедансометри-ческих исследований биообъектов 19
1.3. Методы исключения влияния поляризации электродов 30
1.4. Возможности использования метода импедансометрии и
кондуктометрии в медико-биологических исследованиях 32
1.5 .Постановка задачи исследования З 3
Глава II. Изучение емкостных свойств биологических тканей в системе электрод-биологическая ткань-электрод (экспериментально-методическая) 36
2.1. Методика исследования емкостных параметров биологических объектов и емкостных свойств границы раздела электрод-ткань на импульсном сигнале 36
2.2. Результаты исследования емкостных свойств системы электрод-биологическая ткань-электрод по электрическим переходным процессам 41
2.3. Анализ результатов исследования электрических переходных процессов при воздействии на биообъекты
импульсного сигнала 52
Глава III. Исследование низкочастотной емкости биологических объектов на синусоидальном сигнале 56
3.1. Аппаратура и методика измерения импеданса и сдвига фаз между током и падением напряжения в биологической ткани 56
3.2. Расчет емкости биологической ткани в трехэлементной эквивалентной электрической схеме 60
3.3. Методика экспериментального определения емкости БТ по данным измерения импеданса и сдвига фаз 63
3.4. Диэлектрическая проницаемость биологической ткани с учетом параметров измерительной ячейки 65
3.5. Сравнительная оценка времени релаксации для низкочастотной дисперсии относительной диэлектрической проницаемости с расчетным временем дрейфа свободных в
пределах клетки носителей заряда 67
Глава IV. Разработка нового устройства для измерения активной и реактивной составляющих импеданса биообъектов 71
4.1. Анализ известных методов раздельного измерения активной и емкостной составляющих импеданса биологическихобъектов 71
4.2. Теоретическое обоснование функциональной блок-схемы нового устройства для раздельной регистрации составляющей импеданса биообъектов 74
4.3. Схемно-конструктивная реализация электронного устройства для раздельного измерения активной и емкостной составляющих импеданса 80
4.4. Сравнительный анализ точности измерения составляющих импеданса биообъектов различными методами 83
Глава V. Применение разработанного устройства для измерения активной и емкостной составляющих импеданса в медико биологических исследованиях з
5.1. Биофизические механизмы лечебного воздействия радоновых ванн и методика нетравматических измерений изменений электропроводности тела человека в условиях санаторно-курортного лечения 90
5.2. Экспериментальные результаты измерений электропроводности тела человека в процессе лечения радоновыми ваннами и их регрессионный анализ 96
5.3. Оценка достоверности изменений электропроводности тела человека. Анализ полученных результатов 104
Основные выводы 109
.Приложение ПО
Литература...
- Методы анализа кондуктометрических и импедансометри-ческих исследований биообъектов
- Результаты исследования емкостных свойств системы электрод-биологическая ткань-электрод по электрическим переходным процессам
- Методика экспериментального определения емкости БТ по данным измерения импеданса и сдвига фаз
- Теоретическое обоснование функциональной блок-схемы нового устройства для раздельной регистрации составляющей импеданса биообъектов
Методы анализа кондуктометрических и импедансометри-ческих исследований биообъектов
Биологические объекты, как и вещества неорганического мира, содержат свободные и связанные электрические заряды. Под действием внешнего электрического поля в них могут происходить следующие процессы [16-22]:
1. Свободные электрические заряды (электроны или ионы) в электрическом поле перемещаются через все вещество от одного электрода до другого. По существу, этот процесс и представляет собой ток проводимости или кондуктивный ток; способность вещества проводить электрический ток характеризуется его удельной электропроводностью и измеряется в [Ом" м" ] или в Сименсах на метр [См/м]. Часто используется и обратная к удельной электропроводности величина -удельное сопротивление р = 1/ст [Ом м].
2. Связанные электрические заряды под действием внешнего электрического поля смещаются (токи смещения) в некоторых допустимых, но ограниченных структурным строением вещества, пределах. В результате происходит разделение связанных зарядов (явление поляризации) и образование в объеме вещества индуцированного электрического момента. Напряженность внешнего электрического поля Е и электрическое смещение или электрическая индукция D связаны между собой соотношением D = s08E, (1.1), где: є0- электрическая постоянная вакуума, є - относительная диэлектрическая проницаемость вещества. Следовательно, количественной характеристикой способности вещества к поляризации является его диэлектрическая проницаемость sQs [16].
Таким образом, перемещение свободных ионов составляет ток проводимости и определяет электропроводность биологических тканей. Перемещение связанных зарядов обуславливает поляризацию ткани и определяет её диэлектрическую проницаемость.
Природа явления электрической проводимости биологических объектов,по-видимому, не может принципиально отличаться от аналогичных процессов в неживой материи. Главное состоит в том, чтобы определить какие именно механизмы и тип носителей заряда обуславливает существование тока через биообъект. Ясно, что основным главным механизмом в БТ является ионная проводимость тока. Однако, имеются эксперименты, указывающие и на электронный механизм проведения тока, например, в нервных тканях [23,24].
Уже первые исследования электропроводности биологических тканей на постоянном токе показали, что они обладают не только ионной проводимостью, но и емкостными свойствами [25-31]. Об этом свидетельствуют уменьшение силы тока со временем, отклонения от закона Ома, появление вторичной встречной ЭДС [4 7]. Полученные экспериментальные факты можно объяснить поляризационными явлениями непосредственно в различных структурах биологических тканей, а также влиянием на результаты измерений поляризационных явлений на токопроводящих электродах [3].
Активное омическое сопротивление живых тканей определяется преимущественно жидкими средами организма: кровь, лимфа, межклеточная жидкость, цитоплазма. Механизмы электропроводности в указанных жидкостях аналогичны процессам переноса тока в электролитах. При этом следует учитывать, что электропроводность жидких сред организма будет зависеть от их электролитного состава (концентрации различных сортов ионов ), а также концентрации электронейтральных примесей (белков, сахара и др., снижающих подвижность ионов) [7, 9, 32-34]. Кроме того, на величину электропроводности оказывают влияние такие факторы, как вязкость жидкости и температура. Температурный коэффициент изменения сопротивления для БТ по данным Швана составляет 0,02, то есть при о изменении температуры на 1 С .. сопротивление изменяется на 2% [19]. Ёмкостные свойства биологических тканей обусловлены, прежде всего наличием клеточных и внутриклеточных мембран [13,26, 29, 31]. Ёмкостное сопротивление живых тканей зависит от диэлектрической проницаемости и частоты измерительного тока. При этом необходимо иметь в виду, что диэлектрическая проницаемость также является частотно-зависимым параметром. Таким образом, процессы электропроводности БТ на постоянном и переменном токах будут резко отличаться.
Рассмотрим особенности постоянного тока через БТ. В БТ носителями тока являются свободные ионы, которые начинают перемещаться под действием сил электричекого поля, создаваемого напряжением источника тока на электродах. Однако, характер движения ионов в биообъектах существенно отличается от перемещения ионов в растворах электролитов. Это связано, прежде всего, с гетерогенным строением БТ, сложной организацией её структуры. Разветвлённая сеть клеточных мембран на пути ионов и чередование их с хорошо проводящей межклеточной жидкостью, наличие сети кровеносных сосудов, обуславливает неравномерное распределение ионных концентраций по разные стороны мембран, в объеме клетки и субклеточных структурах. В результате процессов, которые протекают в момент включения источника постоянного тока, создаются и поддерживаются условия неравномерного распределения ионных концентраций в структурах ткани, по существу, это условие возникновения концентрационных потенциалов. Концентрационная разность потенциалов, разность потенциалов заряженных клеточных и внутриклеточных мембран и ЭДС поляризации клеточных структур направлены против ЭДС источника постоянного тока, вызвавшего эти поляризационные явления.
Результаты исследования емкостных свойств системы электрод-биологическая ткань-электрод по электрическим переходным процессам
Электрические параметры БТ с точки зрения существующих представлений рассматривают как систему, обладающую ёмкостными и резистивными свойствами. Полагают, что активное сопротивление БТ обусловлено её электролитным составом, а реактивное - присутствием мембран-диэлектриков, окруженных проводящей средой. Наличие в БТ мембран, обладающих сравнительно высокими диэлектрическими свойствами и обуславливает их ёмкостные свойства.
Уже в первых ранних исследованиях, посвященных изучению пассивных электрических свойств БТ, было установлено, что БТ обладают значительной по величине электрической ёмкостью [18, 26, 29, 35, 76]. Однако, несмотря на значительное число публикаций по этому актуальному вопросу многие аспекты этого явления до сих пор остаются не разрешенными. Можно, например, отметить такой факт. В научной и учебной литературе прямо указывается, что в настоящее время не выяснено, где сосредоточена поляризационная ёмкость БТ, сосредоточена ли она на поверхности клеток или она возникает во всем объёме клеток
Если рассматривать БТ (например, кусочек однородной ткани печени), как чисто физический объект исследования, ткань, которая на 80% состоит из воды и растворенных в ней солей, кислот и биологических молекул, разделенную клеточными мембранами на клетки, то такой полиэлектролитный субстрат должен обладать, прежде всего, свойствами электрического проводника второго рода. Отдельные клетки БТ заключенные в белково-липидную мембранную оболочку, которая обладает достаточно высокими диэлектрическими свойствами, можно рассматривать как микроскопические конденсаторы.
Однако, эти клеточные конденсаторы не имеют электрического соединения внутренней обкладки конденсатора, в роли которой выступает протоплазма клетки, с внешней измерительной схемой. Поэтому ёмкость этих конденсаторов не должна проявляться в полной мере в электрических свойствах БТ. Емкость клеточных мембран, по существу, зашунтирована межклеточной жидкостью и она может проявить себя в электрических свойствах ткани на достаточно высоких частотах, когда емкостная составляющая тока становится сравнима с активной составляющей тока.
Однако, результаты экспериментальных исследований показывают, что биологические ткани обладают значительной по величине электрической ёмкостью. Замечено также, что величина ёмкости может изменяться от многих причин, иногда непредсказуемых (например, изменения силы прижима электродов). Величину ёмкости БТ в литературе часто указывают в единицах Ф/см площади электрода [4], и считают её удельной ёмкостью БТ, что на наш взгляд представляется ошибочным. Наконец, один из наиболее важных моментов при исследовании ёмкостных свойств БТ - это влияние приэлектродных поляризационных явлений. Это связано с тем, что не разработано эффективных способов раздельного измерения ёмкости БТ и ёмкости границы раздела электрод -БТ Особо обостряется этот вопрос при исследовании низкочастотных пассивных электрических свойств ткани. Например, в области низких частот уже не помогают такие экспериментальные методы исключения влияния приэлектродной емкости, как вариация межэлектродных расстояний [65] или частотные методы [27]. Этими обстоятельствами, видимо и объясняется, что в литературе встречаются немногочисленные сведения о ёмкостных свойствах БТ на низких частотах. В, частности, в одном из последних обзоров Швана [15], посвященном электрическим свойствам БТ, прямо указывается, что в настоящее время не разработаны методы учета поляризационных эффектов на электродах, обеспечивающие сбор данных вплоть до частот порядка 20 Гц.
В известных методах исследования определение величины емкости БТ осуществляют путем измерения импеданса в системе электрод-БТ-электрод с использованием мостов переменного тока [8]. В таких устройствах неизбежно электрические свойства границы раздела электрод- БТ интегрируются с объёмными свойствами БТ. Емкость границы раздела электрод - БТ, включенная последовательно с емкостью непосредственно самой ткани, обладает значительно большей величиной, в результате чего получают сильно завышенные значения емкости биологических объектов. Особенно велико влияние емкости границы раздела электрод - БТ на низких частотах. В этой связи разработка методики раздельного исследования ёмкостных свойств БТ и емкостных свойств границы раздела электрод - БТ представляет собой актуальную задачу для биофизических исследований.
Исследование емкостных свойств БТ, емкостных свойств границы раздела электрод - БТ и емкостных свойств системы электрод - БТ -электрод проведены путем изучения электрических переходных процессов при подаче прямоугольных импульсов тока. Известно, что параметры элементов последовательной электрической цепи могут быть определены по их переходным характеристикам [96]. Основным устройством, позволяющим отделить емкостные свойства БТ от емкостных свойств границы раздела электрод - БТ является модифицированная четырехэлектродная кондуктометрическая ячейка, разработанная нами для измерения удельной электропроводности БТ и жидкостей [97-102].
Методика экспериментального определения емкости БТ по данным измерения импеданса и сдвига фаз
Для практического использования полученного соотношения (3.11) для расчета емкости БТ в физически обоснованной трехэлементной эквивалентной схеме необходимо определить величины резисторов R] и R2. Величины резисторов можно определить экспериментально по импедансометрическим измерениям на низкой и высокой частоте [103]. На низкой частоте (20 Гц) сопротивление цепочки RjC (см. рис. 3.2), моделирующей электропроводность клеток велико, что обусловлено большим емкостным сопротивлением конденсатора. В этом случае с допустимой точностью можно принять, что низкочастотный импеданс БТ ZH ч определяется в основном сопротивлением межклеточной жидкости, то есть можно принять ZH4 « R2.
Величину резистора R410, моделирующего внутриклеточную проводимость, можно рассчитать из измерений импеданса на высокой частоте ZB4 (1МГц), где емкостное сопротивление конденсатора Хс=1/соС пренебрежимо мало и будет составлять порядка единиц Ом, что значительно меньше величины резистора Rb моделирующего электропроводность клеток, то есть Ri » Хс. Тогда импеданс БТ определяется параллельно соединенными резисторами Rj и R2 и величину резистора Ri можно рассчитать по формуле
Для исследуемой ткани величина R2 = ZH.4. = 7140 Ом определена по измерениям на частоте v = 20 Гц. Из измерений импеданса на частоте 1 МГц Za4. = 370 Ом. Тогда с учетом формулы (3. 12) можно определить резистор Ri =390 Ом. С использованием полученных значений сопротивлений Ri =390 Ом, R2 = 7140 Ом и измеренных величин фаз между током и напряжением рассчитывалась емкость ткани по формуле (3.11). Результаты расчетов значений емкости по экспериментальным данным приведены в таблице 3.2.
Таблица 3. 2 Результаты расчетов емкости биологической ткани у(Гц) 20 40 100 200 400 1000 С,(Ф) 1,2 Ю"4 4,110"5 3,1 Ю"5 9,910"6 2,9Т0"6 8,0 10"7 С2(Ф) 1,8-10"7 1,3 10v 2,610" 2,210"8 1,8 10"н 1,0 Ю-8 При расчете величины емкости БТ согласно формуле (3.11) получено два значения емкости ткани С] и С2. Выбор физически обоснованной величины емкости можно осуществить путем сравнения экспериментальных данных для импеданса БТ с расчетными значениями с использованием емкостей С і и С2.
Экспериментальное значение импеданса, например, на частоте 1000 Гц Z = 5300 Ом (см. табл. 3.1). Расчет импеданса ткани по эквивалентной электрической схеме (см. рис. 3.2) на той же частоте 1000Гц для значения емкости Cj = 8,0 10" Ф даёт величину импеданса Ъ\ = 410 Ом, а для значений С2 = 1,0 10"8 Ф получена величина Z2 = 5100 Ом.
Таким образом, рассчитанные значения импеданса Z2 =5100 Ом достаточно хорошо согласуются ( в пределах погрешностей эксперимента ±6%) с измеренным значением Z = 5300 Ом. Следовательно, набор значений емкости ткани С2 является обоснованным и не противоречит физической модели и результатам эксперимента.
Для определения относительной диэлектрической проницаемости БТ воспользуемся известной из теории электрических полей аналогией между электрическим полем в диэлектрике и электрическим полем в электропроводящей среде [16]. Тогда из известной формулы для емкости плоского конденсатора
Зависимость изменений относительной диэлектрической проницаемости от частоты для исследуемой ткани (печень) в интервале частот 20 - 1000 Гц
Зависимость изменений относительной диэлектрической проницаемости для исследуемой ткани в интервале частот 20 Гц - 1000 Гц в двойном логарифмическом масштабе представлена на рис. 3.3. Как видно из графика относительная диэлектрическая проницаемость с понижением частоты непрерывно увеличивается от величины є = 3,2 105 до є = 5,8 106, причем в интервале частот 40 - 100 Гц наблюдается особенно резкое изменение. Это резкое изменение диэлектрической по-видимому, обусловлено включением дополнительных механизмов поляризации со значительно большими временами релаксации.
Полученные значения относительной диэлектрической
проницаемости на первый взгляд представляются удивительно большими. Наибольшую величину относительной диэлектрической проницаемости в живых тканях имеет вода є « 80 и биологические молекулы, обладающие дипольными моментом.
В технике известны материалы, относительная диэлектрическая проницаемость которых, в определенном температурном интервале может достигать значительной величины, например, в сегнетоэлектрике є = 103-10 [111]. Такие большие значения относительной диэлектрической проницаемости в этих материалах обусловлены их специфической структурой, которая позволяет носителям заряда перемещаться на расстояния, значительно превышающие молекулярные, в пределах структурных образований.
В биологических объектах относительная диэлектрическая проницаемость также может принимать большие значения є = 105 на частоте порядка 1000 Гц [11]. Данные по низкочастотным измерениям v = 100 Гц относительной диэлектрической проницаемости имеются в обзоре [15], где для ткани печени получено є = 850. Здесь учитывается, что в настоящее время нет методов точного учета поляризационных эффектов на электродах. Таким образом, известные результаты измерения относительной диэлектрической проницаемости различных авторов не согласуются, что по-видимому, связано с неточным учетом поляризационных эффектов в двухэлектродных методах измерения.
Сравнительная оценка времени релаксации для низкочастотной дисперсии относительной диэлектрической проницаемости с расчетным временем дрейфа свободных носителей заряда в пределах клетки
Полученные нами значения относительной диэлектрической проницаемости БТ є = 3,5 105 - 5,8 106 и ее возрастание с понижением частоты, по-видимому, можно объяснить поляризацией на уровне клеточных и субклеточных структур. Очевидно, что в данном случае поляризация ткани происходит не за счет переориентации клеток, а за счет дрейфа в электрическом поле свободных носителей заряда в клеточных структурах [112].
В этом случае поляризация клеточных и субклеточных структур будет проявляться уже при начальных незначительных смещениях носителей заряда, а максимум поляризации должен наблюдаться при смещении свободных носителей заряда на средний размер клеток 5-10 мкм. Таким образом, величина дрейфа ионов в клетке будет определяться длительностью действия полу периода переменного электрического ПОЛЯ и его напряженностью.
Теоретическое обоснование функциональной блок-схемы нового устройства для раздельной регистрации составляющей импеданса биообъектов
Результаты наших исследований по разработке устройства для раздельной регистрации активной и емкостной составляющих импеданса (физико-математическое обоснование функциональной блок-схемы, блок схема и принципиальная схема прибора, ознакомление с опытным экземпляром прибора) в соответствии с нашим договором о научно техническом сотрудничестве были переданы Новосибирскому Научно исследовательскому Институту измерительных приборов НПО "Кристалл".
По результатам наших разработок были изготовлены 10 опытных образцов приборов, которые используются в клиниках г. Новосибирска, г. Душанбе и в НИИ Сибирского Отделения Российской академии наук. В связи с этим представляет интерес кратко осветить основные результаты использования устройства для раздельного измерения составляющих импеданса.
1. Разработанное устройство используется с января 1992 года в практике работы Городской клинической больницы № 11 г. Новосибирск (кафедра внутренних болезней и кардиологическое отделение) для оценки электрических свойств клеток крови у больных артериальными гипертензиями.
С помощью разработанного устройства в кондуктометрических ячейках исследуется удельная электропроводность взвеси эритроцитов у больных и динамика её изменений при назначении медикоментозных препаратов.
Заключение: Динамика изменений электропроводности эритроцитов после приёма разовой дозы антагониста кальция нифедипина наряду с клиническими и гемодинамическими проявлениями может служить объективным количественным критерием эффективности дальнейшей курсовой терапии. (Гл. врач ГКБ № 11 г. Новосибирск В. Ц. Нимаев, проф. Г. Н. Верещагина). 2. "Устройство для раздельного измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей", защищенное Авт. свид. и патентом РФ № 1759402 от 6. 02. 90, используется с февраля 1992 года для интраоперационной диагностики функционального состояния печени у больных желчекаменной болезнью. Устройство полностью безопасно для больного и персонала и позволяет в течение нескольких секунд атравматично для больного оценить функциональное состояние исследуемого органа. (Гл. врач МСЧ-168 г. Новосибирск Г. 3. Рот, проф. М. С. Любарский). 3. "Устройство для раздельного измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей", защищенное Авт. свид. и патентом РФ № 1759402 от 6. 02. 90, используется в лаборатории проблем онтогенеза с января 1992 г.
С помощью данного устройства впервые количественно зафиксировано влияние лазерного излучения малой мощности на изменение электрофизических свойств лимфы, лимфатических узлов, тимуса, селезёнки. Раздельное измерение составляющих импеданса и использование четырех электродной схемы повышает точность измерений и позволяет получить ценную информацию о происходящих в тканях изменениях. (Директор Института клинической экспериментальной лимфологии РАМН г. Новосибирска, академик Ю. И. Бородин, 3 октября 1994)
4. "Устройство для раздельного измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей", защищенное Авт. свид. и патентом РФ № 1759402 от 6. 02. 90, внедрено на кафедре медицинской и биологической физики Новосибирского медицинского института с октября 1994 г. Устройство используется в учебном процессе при выполнении лабораторной работы "Изучение механизмов электропроводности биологических тканей". С помощью данного устройства производятся измерения удельной электропроводности физиологического раствора и биологических тканей на различных частотах. (Ректор НоТКЗМИ член-корр. РАМН, профессор И. Г. Урсов, 18 октября 1994)
5. "Устройство для раздельного измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей", защищенное Авт. свид. и патентом РФ № 1759402 от 6. 02. 90, внедрено на кафедре военной и экстремальной медицины Новосибирского медицинского института с ноября 1994 г. Данное устройство позволяет количественно оценить экспресс-методами перераспределение жидких сред организма (кровь, лимфа) и определить состояние клеточных мембран при длительном сдавливании тканей. (Ректор НоТКЗМИ член-корр. РАМН, профессор И. Г. Урсов)
6. "Устройство для раздельного измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей", защищенное Авт. свид. и патентом РФ № 1759402 от 6. 02. 90, используется с марта 1993 г. в Городской клинической больнице скорой медицинской помощи г. Душанбе Республики Таджикистан. Данное устройство применяется для интраоперационной оценки функционального состояния желудочно-кишечного тракта, при острой кишечной непроходимости, холецистопанкреатите осложненного механической желтухой. (Гл. врач ГКБСМП X. С. Саидов)
7. "Устройство для измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей" демонстрировалось нами на Международной Ганноверской ярмарке в Германии с 19 по 25 апреля 1994 года.
Похожие диссертации на Электрические свойства биополимеров (биотканей) и раздельная регистрация составляющих импеданса
