Апаратні підходи до практики вимірювання імпедансу біотканин In Vivo в умовах різної перешкоди
АПАРАТНІ ПІДХОДИ ДО ПРАКТИКИ ВИМІРЮВАННЯ ІМПЕДАНСУ БІОТКАНІВINVIVOВ УМОВАХ РІЗНОЇ ПЕРЕШКОДНОЇ ОБСТАНОВКИ ЛПУ
Сибірський науково-дослідний та випробувальний центр медичної техніки
Аннотація.На сьогоднішній день в клінічну практику міцно входять медичні апарати та системи, що мають у своєму складі, апаратно-програмні модулі для визначення значень імпедансу біотканин. Серед них як діагностичні (реографи, мамографи, томографи), так і терапевтичні та хірургічні системи.
Основним завданням будь-якої системи вимірювання є представлення достовірних даних про об'єкт, що вимірюється. Для систем вимірювання імпедансу біологічних тканин, ступінь цієї достовірності, у свою чергу, визначається типом та станом біотканин, шумовою обстановкою та параметрами самої вимірювальної системи.
При вимірі імпедансу біотканин in vivo доводиться говорити не лише про його базове значення, а й про деякий градієнт, пов'язаний з функціональним станом біотканини та умовами проведення вимірювань (попадання в зону вимірювання фізіологічних рідин та інших біотканин). Як правило, градієнт імпедансу, пов'язаний з фізіологічним станом біотканини, береться до уваги при реєстрації біологічного процесу, що викликає цю зміну. Градієнт, який визначається умовами виміру, визнається артефактним і до уваги не береться.
Таким чином, суть методу електроімпедансометрії полягає у визначенні характерних для даного типу біотканин значень параметрів поляризації, які виражені через фізичні величини електропровідності та діелектричноїпроникності, що визначаються у свою чергу її структурним (базовим) та градієнтним (функціональним) фізіологічними станами.
Як відомо до складу різних біотканин та середовищ організму входять іони, просторово орієнтовані полярні та неполярні макромолекули різних лінійних розмірів та диполі води. Різні тканини містять їх неоднаковій пропорції, тому кожна з них має різні діелектричні властивості та електропровідність.
Питома електропровідність цілих органів прокуратури та тканин значно менше, ніж складових середовищ. Її найбільші величини (0,6 – 2,0 См×м–1) мають рідкі середовища організму (кров, лімфа, жовч, спинномозкова рідина, сеча), а також м'язова тканина (0,2 См×м–1). Навпаки, питома електропровідність кісткової, жирової, нервової тканини, а особливо грубоволокнистої сполучної тканини та зубної емалі значно нижча – 10–3 – 10–6 См × м–1.
Діелектрична проникність характеризує поляризацію біологічних тканин, обумовлену переважно пов'язаними зарядами – полярними та неполярними макромолекулами різних лінійних розмірів та диполями води. Її величина щодо різноманітних біологічних тканин становить 103 – 106.
Кардинальною особливістю організму людини є дисперсія електричних властивостей його тканин, пов'язана зі станом заряджених часток за впливу електромагнітних полів різної частоти.
Дослідження показали, що зі збільшенням частоти фонового електромагнітного поля (ЕМП) зменшується ємнісний опір та імпеданс мембрани клітин. Внаслідок цього ЕМП частотою 104 - 108 Гц впливають і на внутрішньоклітинні структури, що визначає участь у сумарній електропровідності біотканин як іонів позаклітинних та внутрішньоклітинних структур. На більш високих частотахіони не встигають слідувати за змінами ЕМП. Значне збільшення питомої електропровідності відбувається тут, ймовірно, за рахунок орієнтаційної поляризації молекул вільної води, вклад якої в сумарну провідність тканин експериментально визначити дуже складно.
У дисперсійній залежності діелектричної проникності також виділяють кілька областей дисперсії, що вказує на відмінність механізмів поляризації тканин у різних частотних діапазонах ЕМП. Кожен із механізмів поляризації характеризується своєю частотою, поблизу якої запізнення зміщення (повороту) різних клітинних та субклітинних структур та біологічних молекул щодо динаміки ЕМП мінімально.
Наявність у живих системах меж розділу з різною провідністю робить необхідним при описі електричних властивостей живих об'єктів користуватися поняттям ємності (С). Тобто, біологічні структури мають як активний опірRa, так і реактивний опірRx.
Останнє в цьому випадку залежить від частоти та описується формулою:
Таким чином, повний опір біооб'єкта називається його імпедансом і при послідовному з'єднанніi- го числа мікрооб'єктів, що володіє активним опором (Rа) і реактивним, що залежить від ємності (С) визначається за формулою:
А при паралельному з'єднанні елементів:
Визначивши еквівалентні складові повного імпедансу біотканин, представимо еквівалентну імпедансну схему біологічного об'єкта.
Мал. 1.Еквівалентна схема біологічного об'єкта
Ri- опір цитоплазми;
Rm- опір міжклітинної рідини.
Схемні пристрої, що застосовуютьсяна практиці для вимірювання імпедансу біологічних об'єктів, дуже різноманітні та принципи їхньої роботи різні.
На постійному струмі контактні осередки для вимірювання параметрів рідин найчастіше є компенсаційними схемами. Однак у цьому випадку сильні артефакти за рахунок поляризації електродів та нагрівання об'єкта. Тому вимірювання на постійному струмі не набули широкого поширення.
Найбільш поширені прилади та пристрої на змінному електричному струмі різних частот. [3]
Схемний пристрій приладів на змінному струмі складніше, ніж на постійному, проте вони мають неоціненну перевагу, оскільки дозволяють значною мірою позбутися впливу поляризації електродів.[4]
Проведення вимірювань in vivo, в реальних умовах апаратного лікувального процесу в ЛПЗ (реанімація, операційна), а так само розміщення вимірника у складі медичної апаратної системи або апарату, завжди пов'язане з наявністю широкосмугового фону перешкод, значення якого на частотах близьких до частот вимірювання, можуть вносити похибку, обумовлену як зміною реактивної складової повного імпедансу біотканини, і додатковими фізіологічними змінами в організмі (області виміру), так і впливом безпосередньо на кабелі та елементи самої вимірювальної системи.
Запропонуємо деякі підходи до збільшення завадостійкості системи вимірювання імпедансу біологічних тканин.
Одним із підходів може бути збільшення амплітуди отриманого сигналу генератора.
Малюнок 2. Схема визначення значень імпедансу біотканин Zбт через вимірювання значень напруги та струму через ці біотканини.
Вимірювальна система на базі наведеної схеми є найпоширенішою та дозволяєотримувати достовірні дані у класичних шумових умовах, тобто при рівні шуму значно меншому за рівень корисного сигналу. При збільшенні рівня шумів, що потрапляють до тракту Z бт, навіть при використанні на наступних етапах додаткових алгоритмів обробки сигналу, результати вимірювання матимуть значний рівень похибки, що визначається рівнем перешкод та їх частотним розподілом. Реальна перешкода може бути посилена наявністю шумів і апаратних перешкод на частотах близьких до частот на яких проводяться вимірювання. У цьому випадку подальша математична обробка сигналу з метою зниження похибки вимірювання безглузда без внесення змін в апаратну частину самого вимірювача. Використання наведеної на рис.2 схеми у вимірювальній системі передбачає використання потужних вимірювальних пристроїв ПЛІС (DSP) для обробки сигналу двома каналами з великими значеннями частоти дискретизації (до 50 МГц), а також проведення подальших обчислень Z.
Малюнок 3. Схема підключення апаратного дільника до схеми визначення значень імпедансу біотканин Zбт.
Введення апаратного обчислювача Z, дільника миттєвих значень напруги та струму (мал. 3) дещо покращить положення. Схема залишиться також проста в реалізації та використанні, як і попередня, і в місці з тим, з'явиться можливість спростити вимоги до обчислювальних пристроїв, що використовуються в результаті переходу на одноканальну обробку даних.
Зміни в схемі, показані на рис.3, не забезпечують для системи головного - стійкості до перешкод шумів, спектр яких знаходиться в спектрі сигналу генератора. Крім того, шумові електромагнітні поля, що впливають на біотканини, що вимірюються, можуть змінювати їхфункціональний стан і, тим самим, приводити до девіацій біоімпедансу, що призводить до похибки всього виміру.
На наш погляд, підходи реалізовані на базі наступної схеми (рис.4) дозволять визначити напрямок для вирішення завдань зменшення похибки вимірювання та домогтися виключення сигналу перешкоди на етапі перед дільником.
Малюнок 4. Схема вимірювання імпедансу біотканин Zбт із компенсацією наведень.
Принцип, запропонований схемою на рис. 4, полягає в компенсації наведень, що надходять в тракт Z бт і змінюють картину істинних значень електропровідності та діелектричної проникності біотканин за рахунок урахування одночасної зміни рівня цих наведень на еквівалентній схемі біотканини (ZЕбт), налаштованої еквівалентно відповідно до електричних параметрів і им. Дільник у цій схемі відіграє роль не обчислювача імпедансу, а виконує функцію нормалізації корисного сигналу. На наступних етапах реалізації алгоритмів математичної обробки сигналу може бути виключена фільтрація сигналу, що є рутинною для обчислювача і в цьому випадку він виконує лише розрахунок лінійної функції імпедансу.
Таким чином, як ми показали принцип компенсації, апаратна реалізація якого показана на малюнку 4, є кращим при реалізації схем вимірювання біоімпедансу на базі медичних систем, що працюють у складних завадових умовах (коли сигнал перешкоди за рівнем та смугою частот може бути порівнянний з рівнем і частотами корисного сигналу).
1. , Білик біоелектрокінетика. Аспекти лікувального застосування фізіологічних впливів. Наукове видання. - Новосибірськ: Сибірське книжкове видавництво, 2005. - 304 с.
2. Бєлік електрохірургія. - Новосибірськ: Наука, 2000. - 274с.
Альбеков є функціональною складовою мозкової тканини різночастотною імпедансометрією в експерименті. / / Матеріали I з'їзду фізіологів Казахстану. – Алма-Ата, 1988. – С. 22. та ін. Спосіб оцінки стану біотканини та пристрій для його здійснення. // А. с. № 000. - МКІ А61 В 5/05. - 1991.