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

Подождите немного. Документ загружается.

раммы для оценки общего функционального состояния мозга обычно ис-

пользуют одноканальные системы; для выявления локализированного

очага применяют многоканальную регистрацию энцефалограмм, посту-

пающих с разных отделов мозга. Обычно число каналов регистрации рав-

но 8 или 16 (даже 32), но известны схемы регистрации биопотенциалов

мозга, включающие 4 и 2 электрода. Схема расположения электродов

должна обеспечить их равномерное распределение по разделам — лоб'

ные, затылочные, центральные, теменные и т. д.; электроды должны рас-

полагаться в строго симметричных точках обоих полушарий.

Наиболее широко для таких исследований используется система

10/20 (рис. 2.20), принятая в 1957

г.

Международной федерацией по элек-

троэнцефалографии и клинической нейрофизиологии. В ней электроды

располагаются на поверхности головы в точках, пространственные коор-

динаты которых привязаны к характерным анатомическим деталям голо-

вы

— переносица, расположение ушных раковин, срединная линия чере-

па. Эти детали используются для определения расположения всех элект-

родов равномерно по поверхности. Линии расположения электродов на-

ходятся друг от друга на расстояниях, пропорциональных 10 % или 20 %

общего расстояния между соответствующими деталями

(см.

рис. 2.20).

Как и в других электрофизиологических методах, при регистрации

электроэнцефалограммы различают монополярные, биполярные отведе-

ния и их модификации. При монополярном отведении по системе 10/20

один из двух электродов (индифферентный) каждого канала должен рас-

полагаться на электрически нейтральной точке головы. В качестве такой

точки чаще всего выбирают мочку уха или переносицу (причем для отве-

дения с левого полушария используется мочка правого уха, и наоборот).

Другой электрод (дифферентный) устанавливают на кожу головы над ис-

следуемым активным участком мозга.

Однако расположение индифферентного электрода не всегда удов-

летворяет исследователя, так как точка установки этого электрода не яв-

ляется электрически идеально-нейтральной.

этих случаях

по

аналогии с

ЭКГ создают искусственную систему «нейтральной» точки (нулевой

электрод), используя схему суммирования (рис. 2.21).

Главным недостат-

ком такого «индиффе-

рентного» электрода

можно считать взаим-

ное влияние регистри-

руемых сигналов через

суммирующую цепь.

Поэтому для данной

системы отведений не-

Р и с . 2.20. Система отведений 10/20

Рис. 2.21.Система отведений с

суммированием

Рис. 2.22. Система отведений

цепочкой

обходимы контрольные отведения иного типа, установленные одновре-

менно.

При биполярном отведении все каналы независимы и разность потен-

циалов регистрируется между двумя электродами, расположенными над

активными участками мозга. При этом зарегистрированная активность

действительно наблюдается вблизи электродов или на участке между

ними. Вместе с тем при биполярном отведении трудно оценить вклад в

суммарную разность потенциалов каждого участка, над которым распо-

ложены электроды.

Для установления вклада отдельного участка мозга в общую актив-

ность применяют отведение цепочкой; в этом случае для двух соседних

каналов съема один электрод является общим

(рис.

2.22). Такая комбина-

ция биполярного отведения с элементами монополярного позволяет де-

тально точно локализировать очаг возбуждения. Частным случаем отве-

дения цепочкой является триангуляция — тип отведения, при котором

используются три электрода, расположенные вокруг очага возбуждения

фсугольником (рис. 2.23). С целью увеличения надежности регистрации

•лектроэнцефалограммы рекомендуется пользоваться разными типами

отведений.

Системы отведений для электромиографии. При регистрации

•лектромиограммы, как правило, используется одна пара электродов,

устанавливаемая в определенных точках тела. Для отведения интерфе-

ренционных электромиограмм применяются поверхностные электроды,

которые накладывают вдоль исследуемой мышцы

на те

места, где ампли-

гуда

биопотенциалов максимальна. При регистрации локальных электро-

миограмм используют игольчатые электроды, вводимые под кожу и тем

самым локализующие исследуемые двигательные единицы. По способу

ч.ема также различают монополярные и биполярные отведения.

Системы отведений для электроокулографии. При использовании

' ЮГ электроды накладывают около глазной впадины по поперечной или

продольной оси глаза (рис. 2.24). Известно несколько способов наложе-

ния электродов, однако наибольшее распространение получили две сис-

Рис. 2.23. Система

отведений треугольником

По Француз и Дсбуку По Р.Н. Лурье

Рис. 2.24. Система отведений для

элеюроокулографии

темы. В обоих системах используются четыре электрода. В первой из

них — системе отведений по Француа и Дебуку — два электрода распо-

лагаются ниже нижнего

века:

один—над верхним веком

один—у края

глаза. При этом регистрируются три электроокулограммы: две горизон

тальные — отведения

1-2,

4-2 и одна вертикальная — отведение 1-3. П

другой системе четыре электрода охватывают глаз со всех сторон; реги-

стрируются два

сигнала:

горизонтальная окулограмма—отведение 1-2 п

вертикальная окулограмма — отведение 3-4.

Выбор той или иной системы зависит от привычки исследователя;

диагностические возможности примерно одинаковы.

Трудности регистра-

ции электроретинограм-

мы связаны с трудностя-

ми наложения электрода

для подключения к сет-

чатке глаза (рис. 2.25).

Для этих целей использу-

ют электрод, вмонтиро-

ванный в контактную

линзу; в качестве индиф-

ферентного электрода ис-

пользуют электрод, под-

ключенный к мочке уха

или наложенный на лоб.

Наиболее простая си-

Р и с. 2.25. Система" отведений для стема отведений харак-

«лектроретинографии терна для регистрации

а)

Роговица

Сетчатка

Световой раздражитель

Электро-

ретинограмма

100 200

кожно-гальванической реакции. Обычно эта реакция регистрируется с

помощью электродов, которые накладываются на поверхность ладони

или стопы (двухполюсное отведение).

2.7. ДИАГНОСТИЧЕСКИЕ ПОКАЗАТЕЛИ,

РЕГИСТРИРУЕМЫЕ ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКИМИ

МЕТОДАМИ

При оценке диагностических возможностей любого

из

электрофизио-

логических методов, рассмотренных выше, большое значение приобрета-

ют информационные параметры (показатели), которые можно получить

(оценить или измерить) с его помощью. Диагностическая информация со-

держится в параметрах электрических сигналов — амплитуде, длитель-

ности импульсов, частоте и т. д., поэтому для ее «извлечения» использу-

ются различные методы обработки сигналов. Однако только при регист-

рации биопотенциалов параметры электрических сигналов совпадают с

диагностическими показателями. Для импедансных методов измерения и

методов электроемкостной регистрации в качестве показателей выступа-

ют иные электрические свойства биотканей и органов (например, актив-

ные и реактивные составляющие импеданса, диэлектрическая проницае-

мость, емкость и др.), получение числовых значений которых связано с

продолжительной обработкой сигналов с помощью устройств первичной

обработки

Можно определить несколько классов диагностических показателей

независимо от конкретного метода исследований. Среди них следует вы-

делять ряд групп показателей: простые, относительные, сложные и со-

ставные.

Группу простых показателей составляют значения физически интер-

претируемых

величин.

Например, к такой группе следует

отнести:

ампли-

• уды зубцов при регистрации биопотенциалов, значение проводимости

или диэлектрической проницаемости биоткани, временные промежутки

между характерными точками сигнала, длительность импульса или пачки

импульсов и т. п.

Группа относительных показателей включает показатели, которые

можно рассчитать, если известны ее составляющие. Например, скорость

нарастания биопотенциала, отношение характерных временных интерва-

юв, величина относительного изменения сопротивления или емкости ис-

следуемого участка биоткани и т. п.

Дополнительная обработка сигналов требуется для получения значений

диагностических показателей.

В группу сложных показателей входят такие, для оценки которых ис-

пользуются специальные приемы обработки сигналов. Например, для

вектор-кардиографии по изображению вектор-кардиограммы оценивают

угловые размеры, величину и направление векторов электрической оси

сердца и отдельных зубцов вектор-кардиограммы, площади «петель» в

вектор-кардиограмме, угловую и линейную скорость перемещения век-

тора сердечной ЭДС за время одного сокращения. К этой же группе сле-

дует отнести геометрические параметры, определенные по записям ска-

лярных электрограмм любого типа (например, площадь под кривой элек-

троретинограммы). Иногда для оценки показателя вводятся специаль-

ные единицы измерения — например, единицы Ашмана:

ед.Ашмана =

= 4 мкВ с для измерения площади зубцов.

Сложные показатели — индексы, как правило, вводятся для интегра-

льной оценки состояния по электрофизиологическим данным; часто эти

показатели характеризуют субъективные пожелания исследователя —

автора того или иного показателя. Примером такого рода показателей мо-

гут служить вектор «желудочкового градиента», определяемый по дан-

ным вектор-кардиографии, различные «сердечные индексы» и др.

Отмеченные показатели являются количественными, могут быть вы-

ражены цифрой. Большинство таких показателей определяются с помо-

щью специальной обработки электрических сигналов. Однако большую

диагностическую ценность представляет и графическая запись электри-

ческих сигналов, отражающих исследуемые физиологические процессы.

Подробный анализ диагностических показателей для каждого метода

электрофизиологических исследований не входит в задачу данной книги.

Их можно найти в специальных изданиях.

Глава 3

ЭЛЕКТРОДЫ И ЭЛЕКТРОДНЫЕ

СИСТЕМЫ

3.1. ЭКВИВАЛЕНТНЫЕ СХЕМЫ

КОЖНО-ЭЛЕКТРОДНОГО КОНТАКТА

Биоэлектрические сигналы, регистрируемые с помощью различных

методов электрофизиологических исследований, особенно при регистра-

ции биопотенциалов (то есть в отсутствие внешних источников тока), яв-

ляются существенно малыми по амплитуде

занимают области низких и

инфранизких частот. В качестве примера в

табл. 3.1

приведены значения

амплитуд и полос частот анализируемых сигналов при различных мето-

дах исследований, связанных с регистрацией биопотенциалов.

Таблица 3.1

Характеристики электрических сигналов

для различных электрофиэиологических методов (в узком смысле)

Параметр Электрофизиологический метод

ЭКГ

ЭЭГ

ЭМГ эог

КГР

Амплитуда, мВ

0,1—5,0 0,02—0,3

0,01—1,0

0,02—2

1—100

Полоса частот, Гц

0,01—2000 0,1—2000 1—10000 0—30 0,05—10

При регистрации изменений импеданса биотканей электрические

сигналы также имеют малые значения, а диапазон частот, в котором про-

изводятся исследования, может быть расширен. Эти обстоятельства

определяют жесткие требования к электродам по минимизации потерь

полезного сигнала. Данные требования необходимо учитывать как при

разработке конструкций электродов, так и при отработке методик выпол-

нения соответствующих исследований.

Общим требованием, предъявляемым к поверхностным электродам,

является требование уменьшения переходного сопротивления «элект-

род—кожа», влияющего на погрешность регистрации амплитуды элект-

рического сигнала. Значение этого сопротивления зависит от типа мате-

риала электрода, свойств кожи, площади ее соприкосновения с электро-

дом

от свойств межконтактного

слоя

между электродом

кожей.

В общем случае структуру участка контакта между электродом и ко-

жей можно представить в виде, изображенном на рис. 2.2. Между ними

размещен тонкий слой электролита, возникающий за счет естественного

процесса (выделения потовых желез) или вносимый при наложении элек-

трода (различные токопроводящие составы). ПоверхносЬ. контакта пред-

полагается плоской, так как на расстояниях, сравнимых с геометрически-

ми размерами электрода, кривизной поверхности тела можно пренебречь.

Для исследования погрешностей регистрации амплитуд электрических

сигналов и частотных характеристик целесообразно воспользоваться эк-

вивалентной схемой контакта кожа—электрод. Однако не существует об-

щей

для всех электрофизиологических методов эквивалентной схемы.

Каждую поверхность раздела сложной морфологической структуры

кожно-электродного контакта можно представить на электрической Э1

вивалентной схеме сложной электрической цепью, содержащей сопро-

тивления и емкости. Такую цепь легко пересчитать в простую Параллель-

ную RC-цепь и получить эквивалентные параметры контакта

и С

.,.

Эти параметры зависят от частоты тока, однако учет частотной зависимо-

сти существенно усложняет анализ, не давая значительного выигрыша в

точности оценки погрешностей регистрации.

Наиболее просто электрическая модель биологического объекта

представляется в низкочастотном диапазоне, где ее можно изобразить в

виде параллельного соединения активного сопротивления

емкости. Для

других условий в схеме приходится учитывать ряд дополнительных фак-

торов, поэтому эквивалентные схемы изменяются.

На рис. 3.1 приведены эквивалентные схемы биологического объекта

в низкочастотном диапазоне частот (а); при изучении поверхностных

а)

rdh

0—I.

чн

нн

I—0

Г)

гО

0—М_]— —1

нн

ЧН

Рис. 3.1. Типовые электрические эквивалентные схемы биологического объекта

слоев кожи

подкожной клет-

чатки (б); мышечных тканей в

сочетании с другими компо-

нентами, такими, как жир,

кровь и т. д. (в); более глубо-

ких слоев тела и внутренних

органов (г); для внутричереп-

ной области (д) [18].

Кроме электрических

снойств биологической ткани

и кожно-электродном контак-

ic необходимо учитывать ха-

рактеристики и других со-

ставляющих — приэлектрод-

ной жидкости

электрода.

Вследствие невозможно-

сти обеспечения достаточно

хорошего и устойчивого контакта электрода по всей его поверхности

между электродом и кожей помещают различные контактные средства в

ииде

электродных паст, матерчатых прокладок, пропитанных физиологи-

ческим раствором NaCl и т. п. При этом образуется дополнительный им-

педанс контактного слоя, имеющий активную и емкостную составляю-

щую. При разработке эквивалентных схем кожно-электродного контакта

следует также учитывать, что для регистрации биопотенциала использу-

ются как минимум два электрода.

Одной из наиболее популярных эквивалентных схем кожно-электро-

дного контакта при наложении электродов на поверхность кожи для им-

недансометрических измерений является схема, изображенная на рис. 3.2

112]. Здесь Я

мэ

—сопротивление межэлектродного слоя;

— сопротив-

ление эпидермиса под электродом;

— емкость электрод—кожа;

—

сопротивление кожного покрова (поверхностное между двумя электрода-

мн); С*,

—емкость

сопротивление кожных

мышечных тканей.

Вариант эквивалентной схемы электродной пары, отражающей элек-

рохимические явления, происходящие в системе двух металлических

•лектродов, наложенных на биообъект через электропроводную среду,

приведен на

рис.

3.3 [11]. На этой схеме

(f)

Ro(f)

— емкость и сопро-

жвление объекта;

Яф

— фарадеево сопротивление, возникающее за счет

нро гекания тока;

R„ и С

— сопротивление

емкость Варбурга; С

дс

—ем-

кость двойного электрического слоя, отражающая наличие между элект-

родом

объектом специальных токопроводящих

паст.

Строение двойно-

IX)

слоя и величина емкости С

дс

сильно зависят от диэлектрической про-

I Члсктрофизиологическая и фотометрическая 65

медицинская технология

А В

Рис. 3.2. Эквивалентная схема для

имледансометрических двухэлектродных

исследований

-дс

Сдс

Э1

0-4

Co(f)

pffl

Э2

>—&

Ro(f)

Иф R« С

Q R, Иф

Рис. 3.3. Эквивалентная схема, отражающая электрохимические процессы

ницаемости и проводимости электродной пасты, а также от абсорб-

ционных токов на поверхности электродов.

Изменения потенциалов электродов, связанные с преодолением внут-

реннего сопротивления

R,-

электрохимической цепи, называют омической

составляющей поляризации. Эта часть пропорциональна току AU=1R,.

Вследствие малой скорости подачи ионов к электроду, ограничиваемой

медленной диффузией, создается дополнительное электродное сопротив-

ление

R„

и емкость

называемые соответственно сопротивлением и ем-

костью Варбурга. Полное электродное сопротивление, возникающее за

счет диффузии ионов к поверхности электродов Z

, называют импедан-

сом Варбурга и определяют с помощью выражений:

-j)T)B/л^о ; Я

= т1в/'\/ю; С

= I/tibVCO,

где г)в

— постоянная Варбурга, зависящая от диффузии; со—частота.

Импеданс Варбурга определяет диффузионный ток носителей заряд .

к границе раздела двух фаз

зависит от

их

концентрации вблизи электро -

дов. Его активная и реактивная составляющие зависят также от частоты

(рис. 3.4).

Величина поляризационной ем-

кости С„, как уже отмечалось, зави-

сит от многих факторов: площади и

материала электрода, состава элект-

ролита, температуры и частоты и мо-

RB.OM

Св,мкФ

10"

1 10

f, Гц

Рис. 3.4. Характеристика импеданса

жет принимать значения от долей

мкФ до тысяч пкФ на см

. Для поля-

ризационного сопротивления диапа-

зон изменения в зависимости от тех

же факторов

—•

от единиц до тысяч

Ом.

Полный импеданс электродной системы с учетом всех отмеченных

факторов:

г \

— Zq

Ro+Z.

где Zo — импеданс кожи.

При исследовании влияния кожно-электродного контакта на точ-

ность регистрации биоэлектрических потенциалов нашла применение

Р и с . 3.5. Эквивалентная схема

кожно-электродного контакта при

регистрации биопотенциалов

другая эквивалентная схема

(рис. 3.5), в которую включены

кроме величин эквивалентных па-

раметров контакта сопротивления

емкости С

эквивалентные

параметры самого электрода Z

, эк-

вивалентное сопротивление под-

кожных тканей R

и входной им-

педанс

усилителя биопотенциа-

лов [5].

Сопротивление

емкость

можно выразить

через

усредненные

локальные параметры — удельное сопротивление р и диэлектрическую

проницаемость Е:

ph .

S h

где S — эффективная площадь электрода; h — толщина высокоомного

слоя кожи.

Для живых тканей р изменяется в пределах до 100 000 Ом/см. Напри-

мер, на поверхности участков кожи при постоянном

токе и

электроде пло-

щадью 4—5 см

значение

лежит в пределах 5—10 кОм, а для точеч-

ных

электродов

оно

достигает значений

100 кОм.

Емкость

оценивает-

ся величиной 10—20 мкФ/см

Наибольшую сложность представляет оценка величины h, так как по-

следняя значительно изменяется по поверхности тела

для разных паци-

ентов. Необходимость учета полезной площади электрода S объясняется

гем, что при наложении последнего происходит растекание пасты или

физиологического раствора по коже и появляются потовые выделения;

при этом размеры электрода как бы увеличиваются. Кроме того, импе-

данс контакта, как

при других электрофизиологических исследованиях,

может изменяться из-за электрохимических процессов на переходах его

структуры.

В общем случае приэлектродные явления сопровождаются тремя ви-

дами электрохимических процессов, вызывающих появление эффектов

поляризации:

— химическая поляризация, связанная с химической природой элек-

тродов;

— электрохимическая поляризация, вызываемая замедлением элект-

родной реакции;

— концентрационная поляризация, вызываемая изменением концен-

трации потенциалопередающих ионов у электродов.

Наличие непосредственного контакта между электродами и тканями

тела и существование на границах раздела контактирующих сред двой-

ных электрических слоев служат источником специфических помех при

биоэлектрических исследованиях. При взаимном относительном переме-

щении электрода и кожи вдоль поверхности раздела двойные электриче-

ские слои разрушаются, что приводит к мгновенному изменению потен-

циала, то есть к генерации помех. Это еще один из специфических источ-

ников помех (наряду с отличиями в величине h и вариациями эффектив-

ной площади электрода), характерных для исследований биоэлектри-

ческих явлений.

3.2. КЛАССИФИКАЦИЯ НАКОЖНЫХ

И ПОДКОЖНЫХ ЭЛЕКТРОДОВ

К электродам как

элементам съема информации предъявляются спе-

цифические требования:

— обеспечение минимальных искажений регистрируемого биопо-

тенциала и отсутствие раздражающего действия (токсической реакции)

на биологическую ткань;

— быстрая фиксация электрода на любом участке тела без артефак-

тов и помех за счет его конструктивного оформления;

— эластичность при достаточной механической прочности и высо-

кая технологичность при изготовлении;

— экономичность и высокие эксплуатационные характеристики, так

как подготовка электродов к эксперименту, стерильность их подключе-

ния к биообъекту. Обслуживание в процессе съема биопотенциалов осу-

ществляет, как правило, младший медицинский персонал.

По электрическим свойствам применяемые в медицине электроды де-

лятся на три основные группы.

К электродам первой группы относятся главным образом металличе-

ские электроды; такие, у которых электродная реакция происходит толь-

ко между металлом электрода

его катионами Ме

, находящимися в рас-

творе (ртутные, серебряные, медные, свинцовые, водородные, платино-

вые, золотые, никелевые и т. д.). Равновесный потенциал таких электро-

дов в соответствии с (2.2) определяется как

<р

Фо

+ —1п[Ме

]. (

Однако большинство металлов, которые могли бы использоваться в

качестве электродов первой группы,

не

применяются для этих

целей.

Они

быстро окисляются, пассивируются, их поверхность покрывается плен-

кой химических соединений, приводящей к неконтролируемым флуктуа-

циям потенциала электрода.

Электроды второй группы образуются из металла, его малораствори-

мой соли и анионов этой соли, концентрация которых определяет равно-

иссный потенциал таких электродов

фо

- — 1п[СГ]. (3.2)

Знак (-) перед In обусловлен тем, что образование отрицательных

ионов (СГ, ВГ и др.) из нейтральных атомов является процессом их вос-

гановления, а не окисления, как в случае образования положительных

ионов в электродах первой группы. Типичными примерами электродов

и горой

группы являются хлорсеребряный, сульфатно-ртутный и каломе-

льный электроды.

Электроды третьей группы (газовые электроды) представляют собой

сложные системы, поскольку их потенциалы зависят не только от актив-

ности потенциапопределяющих ионов в растворе (катионов или анио-

нов),

но и

от парциального давления газа

в растворе.

Конструктивно элек-

троды третьей группы представляют

собой

пористые системы, например,

платиновая чернь, графит, иногда золото.

Отдельной группой стоят стеклянные электроды, электродные потен-

циалы которых зависят в основном от активности ионов водорода.

Электрические свойства электродов следует считать основной их ха-

рактеристикой, однако целесообразно классифицировать электроды и по

другим признакам: назначению, области применения, конструктивному

исполнению, техническим характеристикам.

Можно выделить четыре группы электродов по их назначению:

— для одноразового использования в основном в кабинетах функци-

ональной диагностики;

— для длительного, непрерывного наблюдения биоэлектрических

сигналов в условиях палат реанимации, интенсивной терапии, при иссле-

довании состояния человека в процессе трудовой деятельности;

— для динамических наблюдений при наличии интенсивных мы-

шечных помех в условиях физических нагрузок, в спортивной медицине

и палатах реабилитации;

— для экстренного применения в условиях скорой помощи.

Для электрофизиологических применений используется огромное ко-

личество электродов различных

видов,

типов, параметров

конструкций,

которые позволяют регистрировать потенциал, ЭДС, ток, сопротивления

(активное, реактивное и комплексное). Поэтому их практическая класси-

фикации, хотя и весьма актуальна, но и затруднительна. Наиболее общим

классификационным признаком считают вид контролируемого сигнала,

например электроды для ЭКГ, ЭМГ, РПГ, ЭЭГ и т. д.

С точки зрения уточнения требований к входным цепям электронных

схем можно классифицировать электроды

по

степени проводимости:

— проводящие (обратимые, пористые, металлические);

— с низкой проводимостью (резистивные, резистивно-емкостные);

— непроводящие (со структурой МДП, емкостные).

Кроме того, электроды можно дифференцировать по способу крепле-

ния (на присосках, на прижимах, с помощью пластырей, в виде клипс и

прищепок и т. д.), конструктивным особенностям и т. д. В следующем

разделе будут рассмотрены примеры конструктивного выполнения элек-

тродов различного назначения.

3.3. АРТЕФАКТЫ ЭЛЕКТРОДНЫХ СИСТЕМ

При использовании электродов для съема информации с биообъекте

следует иметь в виду большое количество факторов — артефактов, влия-

ющих на получаемую информацию, включая явления, возникающие на

участках кожно-электродного контакта [5, 19, 20].

Помехи, генерируемые электродами, можно условно разделить натри

группы:

— электродные потенциалы и межэлектродные напряжения, возни-

кающие на границах раздела фаз (обмен заряженными частицами) при

выполнении основных условий электрохимического равновесия, кон-

тактные потенциалы;

— поляризация электродов, заключающаяся в изменении стационар-

ных (бестоковых) электродных потенциалов и соответствующих им

межэлектродных напряжений при замыкании электрической цепи;

— электрокинетические явления, возникающие из-за взаимного от-

носительного перемещения фаз вдоль поверхности раздела при механи-

ческих движениях; помехи этого вида часто называют двигательными

или шумом движения.

В ряде задач рассматриваются помехи, создаваемые необратимыми

диффузными процессами, разрушающими электрод.

Таким образом, при проектировании и эксплуатации электродов и

электродных систем чаще всего исследуют и контролируют следующие

параметры электродов:

— величину электродного потенциала;

— временные изменения (динамику) электродного потенциала;

— уровень шумов движения;

— полное электродное сопротивление;

— время установления ионного равновесия между биообъектом и

контактирующей средой.

Иногда по условиям применения электродов необходимо отдельное

пчучение активных и реактивных составляющих электродной системы и

представление о причинах, вызывающих их неуправляемое изменение. В

ряде применений приходится проводить и более тонкий анализ причин

помех, например выяснение величины и формы токов, снижающих до

допустимых пределов необратимые электродные процессы [21]. Необхо-

димо также учитывать вопросы, связанные с обеспечением совместимо-

сти исследуемого биообъекта с материалами электрода и контактирую-

щих сред (исключение процессов интоксикации).

Определенную погрешность в измерения вносит состояние контакт-

ной поверхности биообъекта. Например, при наложении электродов на

поверхность кожи необходимо учитывать, что электрическое сопротив-

ление кожи неодинаково у разных людей

на различных участках одного

того же человека. Оно так

же,

как и полное сопротивление

тела,

зависит

от физических характеристик и состояния живого организма, от патоло-

гических отклонений. Наибольшим сопротивлением обладают поверхно-

стные роговые слои кожи ладоней, плоскости стопы, пальцев. Сопротив-

ление кожи, обработанной 20 %-ным раствором NaCl, снижается до не-

скольких сотен и даже десятков Ом. Выделение пота, увлажняющего

кожу, значительно уменьшает ее электрическое сопротивление, тогда как

выделения сальных желез увеличивают это сопротивление. Сильное вли-

яние оказывает подсыхание приэлектродных проводящих жидкостей.

Эти и ряд других факторов создают также непостоянство электрических

параметров на участке кожно-электродного контакта.

Микроорганизмы, находящиеся на поверхности кожи в межэлектрод-

ной среде, могут создавать напряжение шумов, иногда соизмеримое с по-

лезным сигналом. Для устранения этих явлений используют целый комп-

лекс мероприятий, включающих выбор частоты и величины тока через

объект, обработку кожи, выбор материалов и конструкции электродов,

подбор контактных средств и

др.

Например, для электродов, накладывае-

мых на поверхность кожи, чтобы снизить влияние поляризационных эф-

фектов, применяют пористые электроды с хорошо развитой поверхно-

стью, токи повышенной частоты и уменьшают плотность электродного

тока. Желательно также, чтобы ЭДС поляризации материала электрода

была мала по сравнению с ЭДС источника переменного тока, а удельная

электропроводность среды между кожей и электродом — во много раз

больше удельной электропроводности участка кожи, с которым осущест-

вляется контакт. При соблюдении этих условий случайные изменения

ЭДС поляризации и концентрации электролита (за счет функций кожи)

оказывают незначительное влияние на измеряемую величину.

Для основных типов электродов, применяемых в медицинской прак-

тике, заводы-изготовители гарантируют соблюдение граничных парамет-

ров электродов. В табл. 3.2 приводятся значения электрических парамет-

ров наиболее распространенных электродов

для

снятияЭЭГ

ЭМГ.

Таблица 3.2

Электрические параметры электродов

Параметр Значение параметров для типов электродов

Кожные ЭКГ-электроды

ЭМГ-электроды

кратковремен-

ного кон-

тактирования

длительного

контактирования

кожных игольчатых

Электрическая прочность, В,

не менее

Сопротивление изоляции R,

Ом, не менее

10"

Разность электродных по-

тенциалов dU, мВ, не более

100

— —

Дрейф разности электрод-

ных потенциалов (напряжение

дрейфа) U

, мкВ, не более

250

Напряжение шума U

, мкВ,

не более

—

20 15

Напряжение электромеха-

нического шума Us, мкВ, не

более

100

• —

Полное сопротивление

электрода Z, Ом, не более

—

5*10

— - —

Время готовности Т|, мин, не

менее

15 5 1 с

Время непрерывного кон-

тактирования Т

, ч, не менее

0,5 24

1 2/3

3.4.КОЖНО-ЭЛЕКТРОДНЫЙ ИМПЕДАНС

Параметром электрода, ответственным за частотные свойства систе-

мы съема сигнала в целом, является его кожно-электродный импеданс —

переходное сопротивление между электродом и кожей. Как уже отмеча-

лось, этот импеданс зависит от многих

параметров:

материала

размеров

•лектрода, способа обработки кожи, качества контактной жидкости. Пе-

реходное сопротивление между чистой сухой кожей и электродом может

достигать сотен килоом, а с помощью помещения между ними токопро-

иодящих жидкостей это сопротивление уменьшается до десятков килоом.

< >днако

есть еще один фактор, влияющий на кожно-электродный потей-

циап, — это «электрический» тип электрода.

Анализ вариантов выполнения электродов позволяет выделить неско-

Л1.ко таких типов, отличающихся значением собственного импеданса

/.,: резистивные (Z

), емкостные (Z

=l/jcaC

), резистивно-емкостные

(Z,=R

+l/j(oC

). Величина Z

в значительной степени определяет частот-

ные свойства системы съема.

К резистивным электродам относится наиболее распространенная

руппа металлических электродов (Z

=0). Эквивалентная схема вход-

ной цепи электродного усилителя при использовании такого электрода

имеет

вид,

изображенный на

рис.

3.6. Тогда входная цепь выполняет фун-

кцию делителя сигнала, частотная характеристика которого и определяет

частотные свойства системы съема.

Импеданс системы «кожа—металлический электрод»

z _ R-» j

Lc.-

+ (юЯ

)

(toR

)

По этому выражению легко оценить частотную зависимость модуля

кожно-электродного импеданса, представляемого в виде параллельной

цепи

_3 С

и рассчитать частотную характеристику входной цепи уси-

лителя, если известен входной импеданс усилителя

Так как при этом

н схеме нет ни одного элемента, параметром которого можно было бы

управлять, то возможны большие частотные искажения из-за несогласо-

ванности входного делителя.

Основным преимуществом емкостных электродов является отсутст-

ине контактных и поляризационных потенциалов, возникающих при ис-

пользовании металлических электродов. Такой электрод представляет

собой металлическую пластинку, покрытую тонким слоем диэлектрика.

Хорошие результаты по изготовлению емкостных электродов для съема

биопотенциалов были получены при использовании в качестве основы

анодированного тантала или диэлектрика из БЮг [5]. Эквивалентная

Rk-Э

Rbk

Rk-J

ЧЬ®

Рис. 3.6. Эквивалентная схема

входной цепи усилителя с

металлическим электродом

Рис. 3.7. Эквивалентная схема

кожно-электродного сопротивления для

емкостного электрода

электрическая схема кожно-электродиого импеданса для электрода этого

типа представлена на рис. 3.7, а его импеданс определяется следующим

выражением:

Zk-M.J

+(«Л

С„У

-J

coR

«с,

Модуль этого комплексного сопротивления

.M,| ~ ,

соС

з /

характеризует частотные свойства этого электрода. Характер частотной

зависимости модуля кожно-электродного сопротивления для емкостного

электрода (при С

=20

ООО

пФ, R

= 5кОм, С

=0,2 мкФ) иллюстрирует

кривая «а» на

рис.

3.8. Из нее следует, что полное сопротивление для ем-

костных электродов быстро возрастает

уменьшением частоты, а

это

при

регистрации сигналов с частотой менее 0,5 Гц приводит к недопустимо

большим погрешностям.

Недостаток емкостных электродов по передаче низкочастотного

спектра сигналов в определенной мере компенсируется для резистив-

но-емкостных электро-

--j,, Мом

too

0,1

0,01

10"

10 10

10" f, Гц

Рис. 3.8. Частотная зависимость кожно-электродного

импеданса для разных типов электродов

дов [5], отличающихся

ют чисто емкостных не-

большой проводимостью

диэлектрика (р~ 10"

Ом

•

см и менее), обра-

зующего емкость. Эк-

вивалентная электриче-

ская схема кожно-элек-

тродного импеданса

для этого типа электро-

Rit-э Кэ

I' и с . 3.9. Эквивалентная электрическая Рис. 3.10. Эквивалентная электрическая

схема кожно-электрического схема кожно-электродного сопротивления

сопротивления для для резистивиого электрода

резистивно-емкостного эледргр'ода

дов приведена на рис. 3.9, а выражение для кожно-электродного импе-

линса имеет вид

Z = ^ н ^ j

""" l+<a>R

)

l+(coR,C

)

coR

С g)R

к-э к-э , Э Э

l+(a)R

)

l+(coR

)

Анализ частотных свойств импеданса для этого электрода уже пред-

ставляет

собой

сложную задачу, а характер частотной зависимости моду-

ля кожно-электродного импеданса (при Rk.

= 5 кОм,

= 0,2 мкФ,

К, = 900 кОм,

= 2000 пФ) характеризует кривая «б» на

рис.

3.8. Видно,

что

инфранизкочастотной области спектра модуль кожно-электродного

сопротивления является практически постоянным, а, начиная с частот не-

скольких герц и более, резистивно-емкостные электроды по частотным

свойствам приближаются к емкостным электродам.

Известен еще один тип резистивиого электрода, для которого Z

го есть имеющего только активную часть импеданса (эквивалентная

»лектрическая схема импеданса резистивиого электрода приведена на

рис. 3.10). Анализ частотных свойств модуля кожно-электродного сопро-

тивления для резистивиого электрода [5] показывает наличие значитель-

ных частотных искажений для диапазона частот, начиная с 1000 Гц и

имше. Простота и технологичность этого типа электродов позволяет их

рекомендовать для регистрации сигналов в частотном диапазоне от инф-

ранизких частот до 1000 Гц. Так, эти электроды пригодны для регистра-

ции электрокардиограмм или реограмм, однако они не удовлетворяют

требования к частотной характеристике, например системы съема элект-

роэнцефалограммы.

3.5. КОМБИНИРОВАННЫЙ МЕТОД

ИССЛЕДОВАНИЯ ПОГРЕШНОСТЕЙ

ЭЛЕКТРОФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ МЕТОДОВ

Анализ комплексного сопротивления кожно-электродного контакта

его влияния на точность передачи амплитуды сигнала

не

исчерпывает все

проблемы, связанные с исследованием погрешностей съема электрофи-

экологической информации. Известно, что на точность регистрации сиг-

налов и достоверность интерпретации результатов электрофизиологиче-

ских исследований оказывают влияние многие факторы случайной при-

роды. Однако среди них далеко

не

все можно контролировать и управлять

их значениями.

Представление о потенциальной точности регистрации и основных

источниках погрешностей дает анализ методических составляющих, со-

провождающих процесс регистрации, среди которых можно выделить не-

сколько групп, характерных для электрофизиологических исследований

в широком смысле:

— погрешность импеданса — падение части электрофизиологиче-

ского сигнала на импедансе системы «кожа—электрод»;

— погрешность искажения — искажение регистрируемого сигнала

за счет искажений электрического поля биообъекта, вносимых проводя-

щим материалом электрода

входными токами электродного усилителя;

— погрешность наложения — неточность наложения электрода на

выбранную точку;

— погрешности методики подготовки эксперимента—разброс фор-

мы и размеров электродов, различие в свойствах применяемых токопро-

водящих жидкостей и паст.

При регистрации биопотенциалов приходится учитывать еще две

группы методических погрешностей:

— погрешность усреднения — невозможность измерения потенциа-

ла

теоретически заданной точке тела

силу конечных размеров электро-

да и, следовательно, усреднение его под электродом;

— погрешность разбаланса — разбаланс суммирующих цепей нуле-

вых электродов с учетом сопротивлений кожи и входного сопротивления

усилителей биопотенциалов.

Такое количество групп методических погрешностей затрудняет ана-

лиз их совместного влияния на точность регистрации электрофизиологи-

ческих сигналов. Теоретическая оценка всех составляющих методиче-

ских погрешностей затруднена сложностью и многообразием связей

между параметрами комплексного сопротивления кожно-эЛектродного

контакта, свойствами электрода, кожи и подкожных тканей, характери-

стиками внешних физических факторов, строго учесть которые не пред-

ставляется возможным. Большие трудности возникают и при экспери-

ментальной оценке отдельных составляющих методической погрешно-

сти вследствие невозможности управления и фиксирования на заданном

уровне параметров организма.

В технических приложениях

для

оценки погрешностей измерения па-

раметров используют несколько подходов:

— разработка образцовой аппаратуры и поверка технических

средств широкого использования по ней;

— проведение специальных теоретических

экспериментальных ис-

следований, в ходе которых кгожно получить оценки допустимых макси-

мальных погрешностей, с которыми приходится считаться, если нет воз-

можности улучшения метода измерения.

В медико-биологической практике оба подхода могут быть использо-

Ьаны,

но

надежного результата

они

дать

не

могут ввиду большого количе-

ства влияющих факторов, в особенности факторов, источником которых

я иляется сам биологический объект. Выход

из

такой ситуации может дать

1ак называемый комбинированный метод исследования погрешностей

измерения сигналов. Он включает две процедуры.

1. Выделение основных факторов—источников погрешностей. В ка-

честве основных используются хорошо интерпретируемые параметры

измерительной системы, через которые может проявляться влияние всех

других факторов случайной природы. Эти основные факторы должны

определяться количественно или для них должен быть известен закон.из-

менения.

2. Стабилизация значений основных факторов. При проведении ис-

следований точности регистрации сигналов создают условия стабилиза-

I ши основных факторов либо на уровне их значений, либо опираясь на за-

кон их изменения.

Такими основными факторами для измерения электрофизиологиче-

ских сигналов являются:

— форма и геометрические размеры электродов;

— место наложения каждого электрода (система отведений);

— входной импеданс электродного усилителя;

— импеданс кожно-электродного контакта;

— удельное сопротивление подкожных тканей;

— значение изменяемого сигнала.

Для систем регистрации биопотенциалов вводятся еще несколько

факторов:

— распределение биопотенциалов на поверхности тела;

— величины резисторов суммирующих цепей, если они есть;

— методика отведения биопотенциалов.

Относительно небольшое число основных факторов и возможность

управления ими создают предпосылки для проведения соответствующих

исследований по оценке точности регистрации электрофизиологических

сигналов. Наиболее глубоко теоретически и экспериментально изучена

погрешность импеданса. Оценка величины этой составляющей методи-

ческой погрешности связана непосредственно с разработкой конструк-

ций электродов. Некоторые подходы к анализу других составляющих

можно найти в

[5].

Однако эта проблема

еще

ждет своего разрешения.