Попечителев Е.П. Кореневский Н.А. Электрофизиологическая и фотометрическая медицинская техника: Теория и проектирование

Подождите немного. Документ загружается.

мы для проведения измерений, чтобы не вносить искажения в исследуе-

мые процессы вследствие подключения измерительного преоб-

разователя.

1.1.5. Необходимость проведения комплексных

исследований

Разнообразие показателей, характеризующих состояние биологиче-

ского объекта, и требование одномоментной фиксации их значений за-

ставляет в программу исследований включать разные по природе и про-

должительности процедуры, использовать системы различных измери-

тельных преобразователей, совокупность методов воздействия и другие

приемы исследований, сочетание которых не всегда возможно и оправда-

но. Одновременное использование нескольких разных методов может со-

провождаться взаимными влияниями и помехами, искажающими резуль-

таты измерений и регистрации.

1.1.6. Сложность технологических схем

выполнения медико-биологических экспериментов

Любой эксперимент с биологическим объектом даже в самых про-

стых случаях требует внимательного отношения к последовательности и

тщательности выполнения всех этапов, связанных с его проведением.

Каждый этап эксперимента может включать несколько операций — либо

относительно простых актов воздействия на объект (например, обработка

кожи и нанесение на поверхность объекта слоя мази или пасты, термоста-

тирование, высушивание, дозировка и т. п.), либо сложных процедур,

требующих использования специального дополнительного оборудова-

ния (например, центрифугирование, химическая трансформация, воздей-

ствие излучениями и т. д.). В особо сложных исследованиях (например,

при использовании методов биологической интроскопии или в аналити-

ческих лабораториях) последовательность этапов в одном эксперименте

может включать большое число операций, связанных с подготовкой объ-

екта, оборудования, выполнения целого ряда вспомогательных процедур.

Последовательность этапов отражает технологическая схема меди-

ко-биологического эксперимента, которую целесообразно было бы запи-

сать в некотором условном виде для последующего изучения и оптимиза-

ции. Однако сложность технологических схем исследования биологиче-

ского объекта

не

позволяет использовать известные в технике приемы за-

ниси этих последовательностей. Кроме того, на сегодня далеко не все

исследования имеют отработанные и общепринятые схемы эксперимен-

тов.

Один

из

возможных подходов к такой записи рассмотрен в [3,4].

1.1.7. Необходимость учета разнообразных

по физической природе причин возникновения

погрешностей

При оценке достоверности результатов медико-биологических иссле-

дований особое внимание следует обращать на источники погрешностей,

сопровождающих эксперименты с биообъектом. Так как при исследова-

ниях используются технические средства,

то

точность измерений конеч-

но же зависит от инструментальных (аппаратурных) погрешностей, но

не только. Главное значение для медико-биологических исследований

приобретают методические погрешности [2], которые проявляются во

н чаимном

влиянии друг на друга объекта

технических средств, в неточ-

ности выполнения методики эксперимента, изменяемости свойств объек-

та в процессе исследования, в шумах внутреннего происхождения и др.

Уже отмечалась особая роль психофизиологических факторов, значи-

тельно искажающих результаты исследований. Только тщательный ана-

лиз качества выполнения всех этапов технологической схемы исследова-

ния позволяет получить качественные результаты для диагностических

заключений. Однако для проведения такого анализа еще не разработаны

приемы, методы и критерии, позволяющие оценить влияние методиче-

ских погрешностей.

1.1.8. Специфическая форма и взаимосвязанность

сигналов различной физической природы,

несущих информацию о состоянии биообъекта —

биологических сигналов

Сложность выполнения биомедицинских измерений связана также со

сравнительно малыми значениями амплитуд биологических сигналов (в

некоторых случаях — единицы мкВ) при высоком уровне шумов (как за

счет работы других подсистем—внутренние

шумы,

так

за счет наводи-

мых из внешней среды—внешние помехи), соизмеримых

амплитудами

сигналов. Причем частотный спектр выходных сигналов обычно доста-

точно широк: от области инфранизких частот (сотые, тысячные доли Гц)

до сотен герц и более. Затруднено также получение точных математиче-

ских зависимостей между регистрируемыми параметрами и соответству-

ющими им медико-биологическими показателями, так как еще недоста-

точно изучены сами системы и не разработан адекватный математиче-

ский аппарат, пригодный для их описания.

Отмеченные особенности отражаются на методиках применения

практически всего арсенала технических средств медико-биологических

исследований.

1.2. СИСТЕМА МЕТОДОВ

МЕДИКО-БИОЛОГИЧЕСКИХ ИССЛЕДОВАНИЙ

Инструментальные средства медико-биологических исследований

представляют собой совокупность приборов, аппаратов, систем, комп-

лексов и приспособлений к

ним,

в которых реализуются физические

фи-

зико-химические методы исследования различных биологических объек-

тов. Выполнение этих исследований позволяет получить диагностиче-

скую информацию

состоянии объекта в виде множества медико-биоло-

гических показателей (МБП) и записей физиологических процессов, на

основании анализа которых строится диагностическое заключение. Та-

ким образом, надежность и достоверность заключений в значительной

степени зависят от выбора диагностического метода (или их совокупно-

сти). Однако не всегда исследователь волен в выборе метода исследова-

ния. Тем не менее при оценке возможностей того или иного метода ем\

приходится руководствоваться несколькими соображениями, среди кото

рых наиболее важными следует считать:

— высокую информативность медико-биологических показателей,

получаемых с помощью выбранного

метода,

для оценки состояния объек-

та;

— простоту выполнения всех методических приемов по подготовке

объекта исследования и технического средства к эксперименту;

— простоту и доступность технических средств для выполнения ис-

следования по данному методу;

— наличие алгоритмов расчета медико-биологических показателей

по данным эксперимента и простоту медико-биологической интерпрета-

ции результатов исследований;

— возможность сочетания данного метода с другими.

К сожалению, в медико-биологической практике отсутствует универ-

сальный метод, позволяющий предоставить полный объем требуемой

диагностической информации для всех случаев формирования диагнос-

тических заключений. Даже в простых ситуациях требуется одновремен-

ное использование нескольких методов диагностики, проведение комп-

лексных исследований. В то же время

не

все методы хорошо согласуются

друг с другом и могут быть реализованы одновременно. Кроме того, час-

то применение наиболее диагностически эффективных методов сопряже-

но с методическими приемами, из-за которых возникают технологиче-

ские ограничения, не позволяющие их использовать

реальных условиях

эксперимента, либо их применение экономически не оправдано — связа-

но с высокими затратами средств и труда обслуживающего персонала.

11олучаемая при этом информация может отставать от момента времени,

когда она необходима для принятия решений о лечебных мероприятиях.

11|>иходится искать компромиссное решение, использовать, может быть,

и менее эффективные методы, которые в совокупности позволяют полу-

чить необходимую информацию за

более

короткий срок обследования.

Выбор оптимального набора методов для каждой задачи упрощается,

если весь комплекс методов медико-биологических исследований пред-

ставить в виде «единой системы, между элементами которой существуют

специфический формы взаимодействия» [2]. Как любая другая система,

•та система является развивающейся, характеризуется присущими толь-

ко ей системными свойствами, структурой и целевыми функциями.

Со спецификой системы методов медико-биологических исследова-

ний можно ознакомиться в [2]. Здесь же отметим, что для биологических

и медицинских исследований характерно разнообразие физических и фи-

«и ко-химических принципов, на которых основаны эти методы. Любое

достижение науки и техники так или иначе находит применение для ис-

следования биологических объектов, дает основания для предложения

новых, ранее

не

используемых методов. Поэтому количество элементов в

системе методов медико-биологических исследований постоянно растет,

изменяются взаимоотношения между элементами системы. Продолжает-

ся поиск новых методических возможностей для анализа свойств биоло-

гических объектов разной сложности. К этой работе привлечены биоло-

ги, физики, химики, математики, инженеры. Однако, несмотря на это,

проблема методического обеспечения медико-биологических исследова-

ний

еще

далека от окончательного решения. Основным фактором, застав-

ляющим искать новые подходы к изучению биологических объектов, яв-

ляется его сложность как объекта исследования, о которых говорилось

иыше.

Несмотря на происходящие в системе методов медико-биологиче-

ских исследований изменения, традиционные методы исследования био-

логических объектов не исчезают совсем, хотя их роль и значение изме-

няются (например, методы пальпации, перкуссии, аускультации

и др.).

За

счет улучшений технологии выполнения экспериментов, а также техни-

ческой

технологической базы производства технических средств совер-

шенствуются методы, хорошо зарекомендовавшие себя на практике. Они

становятся широкодоступными и обеспечиваются техническими средст-

" 1ми в первую очередь. К таким методам следует отнести методы элект-

и физиологических исследований и фотометрические методы исследова-

ний.

1.3. ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКИЕ

И ФОТОМЕТРИЧЕСКИЕ МЕТОДЫ

Электрофизиологические и фотометрические методы медико-биоло-

гических исследований относятся к наиболее популярным, широко рас-

пространенным на практике. Более 60 % выпуска медицинской электрон-

ной техники составляют приборы и системы, с помощью которых реали-

зуются методы этих двух

групп.

Такое положение объясняется широкими

диагностическими возможностями электрофизиологических.и фотомет-

рических методов, простотой и доступностью технических средств, ис-

пользуемых для выполнения исследований с их помощью [5, 6].

Предмет изучения в классической электрофизиологии составляют ис-

следования биоэлектрической активности органов и систем живого орга-

низма. Рождение электрофизиологии связывают с исследованиями Л.Га-

львани, открывшего в 1791 г. так называемое животное электричество.

Однако дальнейшие интенсивные исследования в области изучения биоэ-

лектрических процессов в организмах стали возможными только после

разработки соответствующего методического и технического обеспече-

ния, включающего методики подготовки объекта к исследованиям и

определения точек поверхности организма, с которых снимаются потен-

циалы, устройства съема биопотенциалов, усилительные и регистрирую-

щие приборы и т. п.

В настоящее время биоэлектрический потенциал трактуется как пока-

затель биоэлектрической активности, определяемый разностью электри-

ческих потенциалов между двумя точками живой ткани. В классических

вариантах электрофизиологических исследований диагностическую ин-

формацию получают путем анализа биоэлектрических сигналов, снимае-

мых с различных участков под кожным покровом или с поверхности

кожи. Прежде всего речь идет об электрической активности сердца, элек-

трическом поле головного мозга, электрических потенциалах скелетных,

глазодвигательных

сосудоуправляющих мышц и так называемых кож-

но-гальванических реакциях. Именно эти важнейшие электрофизиологи-

ческие процессы требуют самого пристального изучения

создания элек-

тронной аппаратуры для их анализа. Особую актуальность приобретает

разработка аппаратуры для измерения и обработки электрокардиосигна-

ла, который является основным показателем для профилактического и

лечебного контроля за сосудисто-сердечными заболеваниями. При ис-

следованиях нарушений мозгового кровообращения, связанных с череп-

но-мозговыми травмами, переутомлением, психическими расстройства-

ми и другими факторами, большое значение приобретает регистрация и

анализ электроэнцефалографических сигналов, характеризующих биоэ-

лектрическую активность различных участков головного мозга. Для ис-

следований функций зрения способности человека выполнять професси-

ональные обязанности, связанные с большой нагрузкой на зрительный

ам;1лизатор, выявления заболеваний глаз и нарушений зрительно-мотор-

ных функций важное место занимают методы исследования биопотенци-

плов глазодвигательных мышц. Работа скелетно-мышечного аппарата че-

ловека определяет его осанку, способности выполнения двигательных

функций, возможность подключения при необходимости биоуправляе-

мого протеза

многие другие важные функции, поэтому так высока роль

члектромиографических исследований. Следует также подчеркнуть роль

изучения кожно-гальванических реакций как показателя эмоционального

состояния человека.

В клинической практике накоплен большой экспериментальный ма-

териал о распространении электрического тока различной частоты по

биологическим тканям и средам, который позволяет установить взаимо-

отношения электрических величин с различными медико-биологически-

ми показателями жизнедеятельности организма. Эти отношения исполь-

«уются при разработке методов исследования электрических параметров

биообъектов и оценки через них соответствующих медико-биологиче-,

ских показателей.

Электрическое сопротивление между какими-либо участками тела

представляет собой комплексное сопротивление — импеданс. Абсолют-

ные значения импеданса не являются стабильными, зависят от многих

факторов, поэтому они не могут рассматриваться как константы живой

гкани. Интерес представляют относительные изменения значений импе-

данса, причем доказано, что одним из главных факторов, определяющих

•лектропроводность живой ткани, является степень ее кровенаполнения.

Следовательно, изменения электропроводности исследуемого участка

объекта вызываются в основном сдвигами в кровенаполнении его сосу-

дов, то есть позволяют судить об изменениях объема этого участка, его

функционального состояния и структуры, о действиях внешних раздра-

жителей на организм в целом и т. п. При изучении изменений электриче-

ских свойств биологических тканей различных органов и функциональ-

ных систем хорошо проявляются различные физиологические реакции

организма на различные воздействия. Регистрируя изменения электриче-

ского импеданса тканей, раздельно активной и реактивной составляю-

щих,

диэлектрической проницаемости биотканей можно (удить

процес-

сах центрального и периферического кровообращения, измерять такие

параметры, как частота сердечных сокращений, давление

крови,

скорость

кровотока, скорость пульсовой волны и другие, оценить окислитель-

но-восстановительные процессы и изменения тканей, связанные с появ-

лением новообразований.

Среди методов, основанных на измерении импеданса биологических

тканей, выделим методы интегральной и сегментной реографии, метод

импедансной электроплетизмографии, методы эдектродермографии (ме-

тод диагностики кожных заболеваний путем регистрации электрического

сопротивления кожи).

Известен еще один класс методов, основанный на регистрации изме-

нений электрических параметров и связанный с исследованиями физио-

логических функций организма — методы электроемкостной регистра-

ции. С помощью этих методов регистрируется характерный электриче-

ский параметр системы — емкость конденсатора, образованного двумя

электродами, которые связаны с биологическим объектом. Изменение ве-

личины этой емкости отражает изменения физиологических процессов в

организме. Нетрудно установить соотношения, позволяющие определить

соответствующие медико-биологические показатели (частоту сердечных

сокращений и дыхания, кровенаполнение органов и т. п.) с изменениями

указанной емкости.

Как при изучении биопотенциалов, генерируемых органами и систе-

мами организма, так и для исследования электрических параметров, свя-

занных с физиологическими процессами в живых тканях, используются

самые простые устройства съема информации — электроды-пластины из

токопроводящего материала, обеспечивающие непосредственную связь

биологического объекта с прибором. Отсутствие сложных измеритель-

ных преобразователей, регистрация электрического сигнала, простота

подготовки объекта и электродов к эксперименту и широкие диагности-

ческие возможности — вот основные достоинства этой группы методов,

которые определим как электрофизиологические в цшроком смысле сло-

ва, выделив тем самым в отдельный подкласс методы для регистрации

биопотенциалов — электрофизиологические методы в узком (общепри-

нятом) смысле.

Не менее важное значение имеют для физиологических исследований

и фотометрические методы исследований. Практически невозможно най-

ти области и направления в науке и технике, в которых не нашли бы при-

менения фотометрические методы. Здесь привлекают простота методик

применения, высокая точность и воспроизводимость измерений, быстро-

действие и надежность получаемых результатов.

В соответствии с общепризнанными представлениями к фотометри-

ческим методам исследования относят методы, в которых оценка оптиче-

ских свойств объектов осуществляется путем регистрации эффектов

взаимодействия этих объектов с электромагнитным излучением оптиче-

ского диапазона — ультрафиолетового (с длиной волны от

до 400 нм),

видимого (от 400 до 760 нм) и инфракрасного (от 760 нм до

мм) спек-

тров. Измерительные эффекты связаны с различными физико-химиче-

скими явлениями, происходящими

исследуемой среде

приводящими к

•

(мспениям параметров излучений (интенсивности, спектрального со-

I» на, коэффициентов отражения, поляризации и др.), после взаимодей-

с! ння

с исследуемыми объектами. Совокупность технических средств,

необходимых

достаточных для проведения требуемого измерительного

•ксисримента, объединяется в фотометрический прибор (фотометр) или

систему.

Широкое поле для применения нашли фотометры в клинической и

поликлинической практике при профилактике заболеваний и диагности-

ке. контроле ряда важнейших функций организма человека (анализ рабо-

1М

системы центрального и периферического кровообращения, дыхания,

ш юного состава крови и т. п.). Измерение параметров кровообращения

(исличина и частота объемного пульса, давление крови и др.) и характе-

ристик микроциркуляции крови, определение концентрации связанного

уг

лекислого газа и степени насыщения крови кислородом, оценка сосу-

шетых реакций в обменных процессах — далеко не полный перечень за;

,|.1ч, при решении которых эффективны фотометры. При этом несомнен-

ным

достоинством фотометрических методов является возможность про-

• чения

исследований неконтактным способом, что важно при определе-

нии медико-биологических показателей жизнедеятельности без нару-

шения целостности организма человека. С их помощью легко решаются

шкже задачи контроля за средой обитания человека, качеством продук-

юи питания, воды и других напитков.

Распространение этих методов объясняется также и тем, что они по-

шоляют создавать как сложные системы для тончайшего анализа различ-

ных сред, так

простые, компактные и дешевые приборы, которые изме-

ряют целый ряд важнейших медико-биологических показателей, характе-

ризующих свойства, состав или концентрацию отдельных компонентов

южных биосубстратов и жидкостей.

Большой арсенал разработанных и выпускаемых серийно радиоэлек-

I ронной

промышленностью различных

элементов:

излучателей лучистой

шергии, оптических

оптико-механических устройств

для

направленно-

> м

изменения характеристик излучений, фотоэлектрических преобразо-

Ш1 гелей, микросхем для аналоговой и цифровой обработки сигналов —

делает проблему разработки фотометрических приборов и систем весьма

перспективной.

В последующих главах рассмотрены физические основы проведения

исследований с помощью электрофизиологических и фотометрических

методов медико-биологических исследований.

Глава 2

СЪЕМ ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКОЙ

ИНФОРМАЦИИ

2.1. ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ЯВЛЕНИЯ

В ЖИВОМ ОРГАНИЗМЕ

В электрофизиологических исследованиях основное внимание уделя-

ется изучению электрических явлений в живом организме, которые про-

являются в изменении как пассивных электрических свойств биологиче-

ских тканей, органов и систем — импеданса, проводимости, емкости, ди-

электрической проницаемости, так и активных — величин и параметров

биоэлектрических потенциалов, связанных с процессами жизнедеятель-

ности. Пассивные электрические свойства отражают изменения в прово-

димости биотканей за счет изменения кровенаполнения, состава и кон-

центрации веществ

в них.

Биоэлектрические потенциалы, возникающие в

живых клетках, органах

тканях человека и животных, — биопотенциа-

лы — отражают тонкие физиологические процессы переноса электриче-

ских зарядов, связанные с клеточным метаболизмом. Тёким образом, лю-

бые функциональные и патологические изменения в Исследуемых систе-

мах и органах сказываются на параметрах электрических сигналов, кото-

рые являются результатом электрофизиологических исследований.

Подключение биологического объекта к внешней электрической

цепи осуществляется с помощью электродных систем, которые содержат

в зависимости от метода исследования от двух и более электродов. В Го-

сударственном стандарте электрод определяется как устройство, имею-

щее токосъемную поверхность, контактирующую с биологическим объ-

ектом, и выходные элементы [7]. Токосъемная поверхность электрода —

это часть его поверхности, непосредственно или через приэлектродное

контактное вещество контактирующая с биологическим объектом и обес-

печивающая соединение биообъекта с внешней электрической цепью для

оценки электрических свойств объекта или съема биоэлектрического по-

тенциала.

Параметры электрических сигналов при измерении электрического

сопротивления биотканей во многом определяются процессами, проис-

ходящими на границе биотканей с электродами, и будут рассмотрены

ниже. Отметим здесь только, что общее сопротивление электрическому

току для биологических тканей носит комплексный характер, а измене-

ния физиологических процессов вызывают изменения в величинах про-

нодимости, активной и реактивной составляющих общего сопротивления

биотканей.

Более сложными для исследования и последующего анализа являют-

ся биоэлектрические процессы. Эти процессы сопутствуют деятельности

любой "функциональной системы или органа человека.

Природа биоэлектрогенеза была установлена лишь после появления

теории электролитической диссоциации в растворах (С.А. Аррениус,

1887). Так как живые ткани можно рассматривать как растворы электро-

литов, то электрогенез в них связывают с неравномерным распределени-

ем ионов.

Исследование механизмов возникновения биопотенциалов с позиций

теории электролитической диссоциации позволило установить ряд фак-

торов, объясняющих биоэлектрогенез в живых тканях.

1. Цитоплазма клеток существенно отличается по химическому со-

ставу от жидкости межклеточного пространства. Например,

цитоплазме

нервных и мышечных клеток позвоночных животных концентрация

нонов калия в 30—40 раз больше, а концентрация ионов натрия в 10 раз

меньше, чем в межклеточной жидкости.

2. Разность ионных концентраций создает условия для выравнивания

содержания ионов внутри и вне клетки. Этому процессу препятствует

клеточная мембрана.

3. Мембранной системе активного транспорта ионов принадлежит

иажная роль в поддержании ионной асимметрии, а следовательно, и ион-

ного градиента между цитоплазмой и межклеточной жидкостью.

4. Мембранные процессы обусловливают избирательную проницае-

мость плазматических мембран для разных ионов. Вследствие этого диф-

фузия катионов и анионов через клеточные мембраны протекает с неоди-

наковой скоростью, что при наличии градиентов концентрации служит

непосредственной причиной возникновения мембранных потенциалов.

5. При рассмотрении живых тканей необходимо учитывать диффу-

«ию

через клеточную мембрану ионов, концентрация которых

вне

и внут-

ри клетки различна

которые способнылроникать через мембрану. Диф-

фузия ионов описывается уравнением Гольдмана [5, 8, 9]:

_ RT

1п Рк

[к;] + p

[Natl+.-.+pJAr]

Рк

[КП + р

№

[ЫаП+...+Р

[А;] (

2Л

)

где R—универсальная газовая постоянная (R = 8,316 Дж/(моль» К));

Т — абсолютная температура раствора; F — число Фарадея (F =

= 96 500 Кл/моль); п — валентность диффундирующих ионов; р — про-

ницаемость мембраны для каждого иона в определенных условиях (в по-

кое или при возбуждении); [К*], [Na*], [А — концентрация ионов ка-

лия, натрия и аниона соответственно вне клеток; [К{], [Na|], [Аг] — то

же, внутри клеток.

Это уравнение имеет хорошее термодинамическое обоснование, од-

нако оно является лишь приближенным описанием процессов. Получе-

ние более точных соотношений невозможно из-за недостатка данных, ха-

рактеризующих механизм транспорта ионов через мембрану и их поведе-

ние в тканях.

Анализ уравнения (2.1) позволяет приближенно рассчитывать раз-

ность потенциалов между цитоплазмой и межклеточной средой в покое и

при возбуждении для разных клеток. В первом случае такую разность по-

тенциалов называют потенциалом покоя, во втором — потенциалом воз-

буждения (или действия).

Расчетные и экспериментальные данные свидетельствуют, что все

клетки организма в условиях покоя характеризуются определенной сте-

пенью поляризации. Клеточная мембрана всегда заряжена, при этом ее

внутренняя поверхность отрицательна относительно межклеточной сре-

ды. Эта разность потенциалов для разных клеток различна, но всегда со-

ставляет десятки милливольт. Потенциал покоя создается за счет более

быстрой диффузии через клеточную мембрану катионов калия по сравне-

нию с диффузией анионов органических полимеров, содержащихся в ци-

топлазме. Избирательная проницаемость мембраны обеспечивает воь

никновение ЭДС, которая препятствует полному выравниванию концен-

трации ионов между клеткой и средой.

Потенциал покоя характеризует возбудимость живых тканей, то есть

способность изменять их свойства и состояния под действием раздражи-

теля. Признаком возбуждения ткани является возникновение потенциала

действия вследствие изменения ионной проницаемости клеточной мемб-

раны. Для объяснения возникновения потенциала действия А.Ходжкин и

А.Хаксли предложили гипотезу, согласно которой при возбуждении тка-

ни на доли миллисекунды изменяется соотношение значений проницае-

мости клеточной мембраны для ионов калия и натрия: рк /

PNa

1/30.

Такое изменение проницаемости приводит к ускорению диффузии

через мембрану катионов натрия внутри клетки и изменению разности

потенциалов между внутренней и внешней ее стенками. Возникает ска-

чок потенциала — так называемый натриевый потенциал или потенциал

инверсии. Величина его различна для разных тканей, но всегда имеет по-

ложительный знак относительно потенциала покоя и достигает несколь-

кнх десятков мВ. В момент появления потенциала действия на мембране

' I

»Г»людается инверсия поляризации — внутренняя поверхность заряжа-

ли положительно относительно межклеточной среды. Это состояние

• м

илвается деполяризацией. Возврат к исходной поляризации называется

|нмюляризацией. В промежутках между импульсами возбуждения (время

•поляризации) системы активного транспорта ионов выводят из клеток

•оыток натрия, поступившего в момент возникновения потенциала дей-

ийя, и «закачивают» в цитоплазму недостающий калий, восстанавливая

ионный градиент.

Характерной особенностью потенциала действия является его спо-

собность распространяться вдоль клеточной мембраны из области лока-

льного возбуждения, вследствие чего происходит распространение воз-

Г«у ждения по

ткани.

Данный процесс представляет собой многократно по-

коряющуюся и охватывающую соседние участки мембраны ретрансля-

цию потенциала действия и движения электрического тока от возбуж-

денных участков к невозбужденным.

Параметром, определяющим распространение волны возбуждения

идоль волокон, является скорость ее распространения, на которую суще-

ственно влияют емкость мембраны и сопротивление цитоплазмы волок-

на.

Быстрая передача импульсов возбуждения (нервных импульсов),

приобретенная некоторыми животными в процессе эволюции, обеспечи-

настся утолщением некоторых волокон вследствие слияния множества

мелких в одно. Таким способом достигается снижение сопротивления ци-

шплазмы волокна [9]. Другой путь повышения скорости распростране-

ния возбуждения—уменьшение емкости мембран нервных волокон. Это

привело к появлению миелинизированных волокон, которые кроме плаз-

матической мембраны имеют особую оболочку из миелина. Емкость ее

примерно в 200 раз меньше емкости оболочки обычного волокна. Диффу-

шн ионов через миелиновую оболочку затруднена. Исключение состав-

ляют места истончения — перехваты Ранвье. Поэтому генерация потен-

циалов действия сосредоточена практически на перехватах Ранвье, а

между ними волна возбуждения распространяется со скоростью распро-

i гранения волны электромагнитного поля. Вследствие относительно бо-

льшой протяженности участков волокон между соседними перехватами

1'анвье (1~(100—300) d, где d—диаметр волокна; перехваты Ранвье зани-

мают около 0,02 % всей длины волокна) движение импульса возбуждения

происходит скачкообразно, при этом скорость его распространения мо-

жет достигать 140 м/с.

Особое место среди процессов передачи возбуждения в клеточных

популяциях занимает синаптическая передача возбуждения между клет-

ками. При тесном контакте между взаимодействующими клетками (если

межклеточное расстояние не превышает 100—200 А) возможно возник-

новение электрической синаптической передачи за счет локальных токов

мембраны возбужденной клетки. При больших расстояниях между ними

возбуждение распространяется при помощи химических посредников —

органических химических веществ, синтезируемых в организме, так на-

зываемых медиаторов.

Мембранные потенциалы, возбудимость клеточных структур и тка-

ней могут изменяться под влиянием ничтожных изменений физических и

биохимических факторов. Поэтому значения биопотенциалов являются

очень тонким индикатором состояния клеток и клеточных структур, а

также тканей различных органов.

2.2. ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ПРОЦЕССЫ НА УЧАСТКЕ

КОЖНО-ЭЛЕКТРОДНОГО КОНТАКТА

При проведении любых электрофизиологических исследований для

съема электрического сигнала, отражающего изучаемые процессы, испо-

льзуются электроды. Так как от их метрологических и медико-техниче-

ских характеристик прежде всего зависит достоверность диагностиче-

ской информации, это заставляет пользователей уделять большое внима-

ние

их конструкции, техническим параметрам и помехоустойчивости. Ре-

шение этих задач возможно лишь при глубоком понимании процессов,

происходящих на участке кожно-электродного контакта.

При включении живой биоткани в электрическую цепь и пропуска-

нии через нее постоянного электрического тока сначала происходит ска-

чок тока

до

величины Io=U/R3, где

— величина прилагаемого напряже-

ния от источника тока; Rs — эквивалентное активное сопротивление

цепи электрод-биообъект, а затем постепенное уменьшение этого тока до

постоянной величины

1т

(рис. 2.1). Такой характер тока объясняется воз-

никновением поляризационной емкости,

появление которой связано с наличием

встречной ЭДС — ЭДС поляризации, ко-

торая порождается биообъектом в ответ

на протекание через нее тока внешнего ис-

точника.

Возникновение ЭДС поляризации свя-

зано со способностью живых клеток на-

капливать заряды при прохождении через

них тока. На постоянном токе величина

емкости поляризации может достигать бо-

льших величин от 0,J до 10,0 мкФ/см

Суммарная величина емкости поляриза-

fo f

Рис. 2.1. Ток в цепи с БО

31 23

Пии может быть вычислена исходя из начального и конечного значения

силы тока:

Jldt

= 2

R(I

-I

)

де

— общая емкость поляризации; R — сопротивление; I — текущее

«начение тока;

1о

— начальное и конечное значение силы тока

при-

чем

Jldt =Q,

где Q — количество электричества, накапливаемое за время t.

В установившемся режиме величина тока в цепи с биологическим

объектом определяется как

1 =

АЦ-Фп0)

R '

где AU

— разность потенциалов;

<рп

(t) —

ЭДС

поляризации как функция

мо времени при заданном значении напряжения V.

Живая ткань как сложная и неоднородная биологическая система с

динамически изменяющимися характеристиками, обусловленными мно-

ими факторами (например, кровенаполнением), для переменного тока

представляет собой комплексное сопротивление (импеданс). Поскольку

нещества, из которых состоят ткани, практически немагнитны, то само-

индукция в них не проявляется, поэтому в формировании комплексного

сопротивления ткани Z участвуют активное R и емкостное Xc=l/jcoC со-

противления

Z = R + X

Модуль комплексного сопротивления определяется выражением

|Z|=^

+0/jwC)

На переменном токе поляризационные явления ослабевают, но не ис-

чезают и связаны они в основном с внутритканевой поляризацией и с по-

ляризационными явлениями на границе электрод—ткань, которые при

отмирании ткани исчезают. Анализ поляризационных процессов допол-

нительно усложняется в связи с тем, что емкость поляризации, а также и

иктивная составляющая общего сопротивления биоткани будет зависеть

еще и от частоты.

Пояснить причины возникнове-

Подкожные

ния

поляризационных явлений мож-

ткани но следующим образом.

Электрические свойства контак-

Кожа та электрод—кожа определяются в

Токопроводяшая основном поляризационными свой-

жидкость ствами поверхностей раздела с раз-

| ными типами и величиной проводи-

Р и с. 2.2. Схема контакта с БО мости — переходы: внутренние тка-

ни, тело—кожа, кожа—контактная

жидкость (электролит) и электролит—электрод (рис. 2.2). Контактная

жидкость вводится

промежуток между электродом

кожей для улучше-

ния электрического контакта.

С достаточной степенью точности жидкости, входящие в состав орга-

низма, можно рассматривать как электролиты, с которыми контактируют

электроды. Так, при контакте металлического электрода Me с раствором,

в котором содержатся ионы металла электрода Ме

на межфазной грани-

це электрод—тканевая жидкость, возникает скачок потенциала ф. В ре-

зультате диффузии ионов М

электролит на поверхности электрода про-

изойдет накопление отрицательного заряда и через некоторое время на

границе электрод—раствор установится разность потенциалов, препятст-

вующая дальнейшему переходу ионов М

в раствор. Образуется состоя-

ние динамического равновесия, при котором на электроде одновременно

и с одной скоростью идут процессы перехода ионов М

из металла в рас-

твор (анодный процесс) и из раствора в металл (катодный процесс). Уста-

новившееся значение разности потенциалов

зависит

от

природы метал-

ла М

и активности катионов а

в растворе. Потенциал отдельного элект-

рода

определяется в соответствии

уравнением Нернста через его стан-

дартный потенциал фо и активность ионов а

, которые принимают

участие в электродных процессах

л.

(2.2)

Ф =

фо

+ — In a

или

. Q, + (2.3)

фо

— In

а ,

где п — число электронов в реакции; Q = 2,3 RT/F — константа, осталь-

ные обозначения совпадают с обозначениями в (2.1).

Стандартный потенциал фо металлического электрода — это ЭДС

гальванического элемента, состоящего из искомого электрода и стандар-

гногс водородного электрода, помещен-

ных в электролит, где активность ионов

металла равна 1. На практике вместо

шндартного водородного электрода час-

и» используют так называемые электро-

ды сравнения, для которых точно изве-

11си потенциал относительно водородно-

1 о

»лектрода

которые имеют более про-

ciym технологию изготовления. В ка-

честве таких электродов нашли примене-

ние каломельный, хингидронный и хлор-

серебряный электроды [10, 11].

Равновесный (стандартный) потенци-

ал шектрода

устанавливается в отсут-

с I вне

электрического

тока,

и потому иногда

он

называется бесточным по-

тенциалом. Его величина определяется природой контактирующих сред.

чависимости от материала электрода, свойств электролита, температу-

ры, способа обработки кожи значение v

изменяется в пределах

О. I

т 50 мВ. При прохождении тока через электрод этот потенциал сме-

шается от своего равновесного состояния в положительную сторону в

случае анодного тока и в отрицательную — в случае катодного тока. Ве-

личина сдвига потенциала

= v

—фр,

где ф

— потенциал электрода при прохождении тока.

Величина

определяет напряжение поляризации

зависит от величи-

ны протекающего тока и электрохимических свойств электродов. В

обычных условиях абсолютная величина поляризации тем больше, чем

Польше плотность тока. Типичная кривая поляризации v =

f(j),

где j —

плотность тока, приведена на рис. 2.3. Она носит нелинейный характер,

но при малых плотностях тока (10

-г- 15

мкА/см

) можно выделить линей-

ный начальный участок. Легко убедиться, что даже при максимальных

.шнлитудах регистрируемых биоэлектрических сигналов, минимальных

площадях электродов и входных сопротивлениях усилителей плотность

юка меньше предельной —j

TOn

, поэтому импеданс этого участка можно

считать линейным. На рис. 2.3 указано также значение равновесного по-

тенциала Vo.

Аналогичные процессы происходят на контакте кожа—электрод и

при других типах электродов.

Наличие напряжения поляризации усложняет задачу усиления биоэ-

лектрических сигналов, так как вместе с полезным сигналом усилится и

2 '>дсктрофизиологическая и фотометрическая

медицинская технология

Рис. 2.3. Кривая поляризации

потенциал, образуемый электродными реакциями. Поляризация электро-

дов крайне нежелательна, так как она может сильно исказить форму реги-

стрируемого сигнала. Кроме того, она должна оставаться постоянной при

регистрации, поэтому для некоторых типов электродов необходимо при-

менять специальные меры по стабилизации значения v

. Разрабатывают-

ся и неполяризующиеся электроды.

2.3. МЕТОДЫ ИЗМЕРЕНИЯ ИМПЕДАНСА

БИОТКАНЕЙ

Методы измерения импеданса биотканей могут быть эффективными

в двух направлениях использования [11]:

— при изучении физических

свойств,

состава

структуры тканей;

— при изучении изменений, связанных с физиологическими процес-

сами в организме.

Второе направление как

раз

характеризует возможности этих методов

для физиологических исследований, связанных с регистрацией процес-

сов и медико-биологических показателей, которые отражают состояние

организма. При выполнении электрофизиологических исследований это-

го типа необходимо учитывать ряд особенностей, связанных с измерени-

ем электрических параметров биотканей, и, в частности, то, что:

— электрическое сопротивление биотканей на переменном токе

меньше, чем

на

постоянном; оно тем меньше, чем больше частота тока;

— при использовании мостовых схем измерения необходимо ис-

пользовать средства компенсации активной и реактивной составляющих

импеданса;

— составляющие импеданса биоткани можно считать постоянными

только при плотностях тока, не превышающих 10 мкА/см

, при больших

величинах тока биоткань ведет себя как нелинейный проводник тока;

— при ограничении плотности тока принимается, что при постоян-

ном

значении импеданса физиологическое состояние не изменяется, а из-

менения импеданса связаны с изменениями физиологического состояния.

Последнее заключение содержит неточность, так как импеданс зави-

сит не только от физиологического состояния, но и от многих факторов,

сопровождающих процесс исследования: параметров внешней среды, ка-

чества электродов и контактной жидкости и т. п.

Для измерения импеданса биоткани ее необходимо подключить к ис-

точнику внешнего электрического тока. Подключение осуществляется с

помощью электродов, устанавливаемых на заранее выбранных участках

поверхности тела. В зависимости от метода измерения количество одно-

временно используемых электродов, а следовательно, и схема измерений

могут изменяться. Известно несколь-

ко схем подключения биоткани к ис-

ючиику тока.

11аиболее простой способ измере-

ния сопротивления обеспечивает

щухчлектродная схема подключения

(•нообъекта (рис. 2.4, а). Для улучше-

ния электрического контакта между

монерхностью кожи (К) и электрода-

ми (Э| и Э

) наносится контактная

«кидкость (КЖ) либо с помощью спе-

циальных прокладок, пропитанных

•(нпиологическим раствором, либо

иисдением токопроводящих паст. На-

ходят применение

сухие электроды.

'Электрическая эквивалентная

схема двухэлектродного подключе-

ния (при использовании металличе-

•

кнх электродов, для которых R

= 0)

приведена на рис. 2.4, б. Здесь R

t— активное сопротивление и емкость контакта кожа—электрод;

R,,

(*„

— сопротивление и емкость подкожных

тканей;

K)K

—сопротивление

контактной жидкости под каждым электродом. Упростить ее можно вве-

обозначения импеданса Z соответствующих звеньев

цепи (рис.

2.4, в).

Постоянный ток для изучения электропроводности живых биотканей

применяется в ограниченных масштабах из-за поляризационных эффек-

I он и

искажений электрического поля на участках контакта кожи с элект-

родами. На переменном токе явления поляризации выражены слабее

за-

нисят от частоты

тока.

Поляризационное сопротивление R

-—,

где к —

л/со

постоянный коэффициент;

—

частота,

причем уже при частоте 1000 Гц

К„

достаточно мало. Поляризационная емкость также является функцией

Двухэлектродное подключение биообъекта позволяет измерять импе-

данс среды, заключенный между электродами 3i и Э

(«электрод—элект-

род») и включающей участок биоткани; причем наибольший вклад в об-

щий импеданс вносят импедансы переходов «кожа—электрод». Кожа,

особенно ее верхний ороговевший слой — эпидермис, имеет высокое

удельное сопротивление. Для уменьшения влияния этого слоя его удаля-

ют путем механической (с помощью абразивных материалов) обработки.

Линии тока

б)

_ RksI Rn Ro2

в)

Скэ1 С

кэ

Якж Z

1 Z

2 Rick

Рис. 2.4. Двухэлектродное

подключение

а)

Э,

-©

Эз

Линия тока

Рис. 2.5. Тетраполярное

подключение

Рис. 2.6. Трехэлектродное

подключение

Измеренная величина импеданса позволяет судить о состоянии кожного

покрова

протекающих в нем физиологических процессах, прежде всего

связанных с кровообращением в коже. В то же время для диагностики

кровоснабжения кожи важном является исследование физиологических

процессов в подкожных тканях. Подкожные ткани условно считаются од-

нородными, а их электрическое сопротивление существенно меньше со-

противления кожи, поэтому двухэлектродная схема не позволяет изучать

эти процессы.

Измерение сопротивления подкожных тканей возможно при четы-

рехэлектродном подключении биообъекта к измерительной схеме, кото-

рое позволяет реализовать так называемый тетраполярный метод измере-

ния импеданса

(рис.

2.5, а). В этом варианте на исследуемый участок на-

кладываются ,четыре электрода. Два

из

них служат

для

подведения тока и

поэтому подключены к внешнему генератору переменного напряжения

Up Два других электрода являются измерительными — к ним подключа-

ется измерительный прибор V — вольтметр.

Анализ эквивалентной схемы (рис. 2.5, б) позволяет легко устано-

вить,

что

сопротивление участка между измерительнымиэлектродами

Rn = (U

-U,)/Ir,

где

-*— разность потенциалов на измерительных электродах.

Здесь учитывается, что внутреннее сопротивление вольтметра

R,»Z

K1i

*-Z

_-t,

где

и Z

K3)J

— импедансы кожи под измерительными

•лсктродами. Сопротивление Rr служит для установки рабочего тока, ис-

чодя из допустимого значения плотности тока в биологической ткани.

11мпсдансы

K3j

и Z

под рабочими электродами

не

влияют на результа-

ti.i измерения сопротивления R

Рассмотренный вариант подключения биообъекта используется в раз-

личных случаях — при изучении интегральной реограммы тела при ис-

следовании кровообращения на локальных участках и др. [12,13]. Коли-

чество измерительных электродов может изменяться в зависимости от

решаемой диагностической задачи. Известны методики изучения крово-

обращения в конечностях (например, в нижних), когда рабочие электро-

чы устанавливаются на крайних участках конечности, а измеритель-

ные — через каждые 20 см в промежутке между рабочими. Таким Ъбра-

м>м,

удается более точно выделить участок с наличием нарушений крово-

обращения.

Развитие импедансометрических методов привело к разработке ново-

го подхода к исследованию внутренней структуры биообъекта — методу

ммпедансной томографии [14]. Несмотря на огромные преимущества это-

го метода биологической интроскопии (относительная простота выпол-

нения исследований, безопасность для пациента и др.), практического

применения в клиниках этот метод пока не получил ввиду ряда принци-

пиальных недостатков, среди которых основным является низкая разре-

шающая способность. Исследования в

этом

направлении продолжаются.

Известна еще одна схема подключения биологического объекта к ис-

точнику напряжения при измерении импеданса — трехэлектродная

(рис. 2.6). Она используется в основном для оценки качества наложения

•лектродов, так как позволяет измерить импеданс системы «кожа—элек-

гролит—электрод» под каждым электродом. Например, при подключе-

нии биоткани в соответствии со схемой

рис.

2.6, а

помощью эквивален-

шой схемы (рис. 2.6, б) легко определить, что Z„

3>1

« Ui/I

, где Uj — на-

пряжение, измеренное с помощью вольтметра

научастке, включающем

•лектродЭь

при

условии, что R

«Z

K3j

и Rj»Z

K3>

Практического приме-

нения для

электрофизиологическйх исследований эта схема не имеет.

Методы измерения импеданса наряду с такими достоинствами, как

простота и доступность, отсутствие влияния на исследуемые процессы и

другие, характеризуются и недостатками, с которыми приходится счита-

ться при организации экспериментов и интерпретации результатов. К

ним следует отнести необходимость гальванической развязки объекта с

юхническими средствами, ограничения подвижности за счет проводной

иязи,

зависимость от многих неуправляемых или неконтролируемых

факторов, индивидуальный разброс параметров.

Для измерения импеданса используются специальные измеритель-

ные преобразователи электрических параметров (ИПЭП), в которых реа-