Способ карасева а.а. измерения электропроводимости ткани биологического объекта

Способ карасева а.а. измерения электропроводимости ткани биологического объекта

Реферат

 

Изобретение относится к медицине и может использоваться в различных областях науки и техники, где требуются исследования биологического объекта с получением информации о составляющих комплексного сопротивления (электропроводимости) его тканей. Технический результат - повышение точности измерения электропроводимости ткани биологического объекта. Способ заключается в том, что на исследуемый участок кожи биологического объекта накладывают электроды, высокодобротную катушку индуктивности на априорно заданное время подключают к источнику постоянного напряжения и насыщают электромагнитной энергией, после чего катушку индуктивности мгновенно подключают к электродам. В колебательном контуре, включающем в качестве элементов индуктивность катушки и комплексное сопротивление межэлектродной ткани, возникают свободные колебания, измерив параметры которых, вычисляют составляющие комплексной электропроводимости ткани биологического объекта. 2 з.п. ф-лы, 1 ил.

Изобретение относится к медицине и может использоваться в различных областях науки и техники, где требуются исследования биологического объекта с получением информации о составляющих комплексного сопротивления (электропроводимости) его тканей.

В последние годы все более широкое распространение получают направления научных и диагностических исследований биологических объектов, предусматривающие анализ параметров измеренного комплексного сопротивления (импеданса) различных участков тела биообъекта, так называемые импедансные методы. Эти методы основываются на измерении электрических параметров кожи биообъекта в различных участках тела и сравнении этих параметров с известными (изученными) параметрами нормального (эталонного) образца кожи. По степени отклонения этих параметров и судят о состоянии кожи, болезнях и других процессах и явлениях, протекающих в живом организме.

Известен способ измерения электрокожного сопротивления, защищенный авторским свидетельством СССР N 1821195, МПК5 A 61 H 39/00, A 61 B 5/05, публ. 1993 г. Би N 22, по которому на кожу накладывают измерительные электроды, пропускают между ними знакопостоянные стабилизированные импульсы электрического тока длительностью 200 - 380 мс при плотности тока 7,1 - 36,2 мкА, многократно измеряют сопротивление в конце каждого импульса, вычисляют значение поправки к измеряемому сопротивлению как разность между значением сопротивления при первом измерении и значением сопротивления при втором через 42 с после первого измерения, а значение сопротивления при каждом последующем измерении определяют с учетом этой поправки. Недостаток - на результаты измерения большое влияние оказывают внешние факторы: возникновение или прекращение потоотделения, степень прижатия электродов, концентрация электролита в роговом слое, поэтому он обладает низкими диагностическими возможностями из-за неповторимости результатов измерения.

Способ измерения электропроводности кожи в области биологически активных точек (см. описание к авторскому свидетельству СССР N 1801472, МПК5 A 61 H 39/02, публ. 1993 г., БИ N 10) позволяет снизить погрешность в измерениях за счет разброса подэлектродного сопротивления. По этому способу чашечку активного электрода плотно заполняют хлопчатобумажной тканью, пропитанной электролитом. К электродам через переменный резистор подключают стабилизированный источник постоянного напряжения 12B, перемыкают активный и пассивный электроды и с помощью переменного резистора устанавливают величину тока короткого замыкания равной 200 мкА, после этого пассивный электрод зажимают в правой руке, а активный электрод прикладывают к исследуемой биологической активной точке и через 4-5 с измеряют ток и вычисляют электропроводность кожи в области биологически активной точки. Этот способ также имеет низкие диагностические возможности из-за неповторимости результатов в результате влияния внешних факторов.

По способу двухэлектродного измерения электрического сопротивления биообъектов, защищенному авторским свидетельством СССР N 1204182, МПК4 A 61 B 5/05, G 01 R 27/02, публ. 1986 г., Би N 2, на исследуемом объекте размещают электроды, через которые пропускают измерительный ток и измеряют межэлектродное сопротивление R₁, затем изменяют величину измерительного тока и площадь электродов в k раз при условии неизменности внешних габаритов электродов и измеряют новое значение межэлектродного сопротивления R₂, а величину сопротивления ткани биообъекта R_т и подэлектродного сопротивления R_э вычисляют по формулам: Этот способ малопригоден для измерения электропроводимости ткани живого организма, т. к. может привести к ожогам и другим нарушениям электрофизиологического состояния ткани. Кроме того, он не позволяет измерить емкостную составляющую комплексного сопротивления ткани биообъекта.

Способ измерения модуля комплексного сопротивления биологической ткани (см. описание к авторскому свидетельству СССР N 450114, МПК G 01 R 27/02, публ. 1974 г. , Би N 43) основан на прямом преобразовании сопротивления в напряжение, при котором амплитуду измерительного тока модулируют ступенчато нарастающим током с известной амплитудой и длительностью ступени, равной периоду измерительного тока, и в момент его совпадения с установленным значением подпорогового тока фиксируют количество ступеней от начала измерений до момента совпадения, по которому определяют искомую величину. Недостаток - отсутствует возможность реального измерения активной и реактивной составляющих комплексного сопротивления.

Известны способы измерения резистивной и емкостной составляющих комплексного сопротивления путем анализа переходных процессов при скачкообразном изменении напряжения на измеряемом сопротивлении.

По способу измерения электрических величин активного сопротивления, индуктивности и емкости, защищенном авторским свидетельством СССР N 1797079, МПК5 G 01 R 27/26, публ. 1993 г, Би N 7, на последовательную активно-емкостную или активно-индуктивную измерительную цепь, один из элементов которой известен, подают напряжение постоянного тока, затем через образцовый интервал времени с момента подачи напряжения на средней точке измерительной цепи измеряют первое мгновенное значение напряжения на средней точке измерительной цепи, через такой же интервал времени с момента первого измерения измеряют второе мгновенное значение напряжения на средней точке измерительной цепи и определяют неизвестный элемент по формулам: - для активно-емкостной цепи - для индуктивно-активной цепи где - C_x, R_x, L_x - значение неизвестного элемента измерительной цепи, C₀, R₀, L₀ - значение известного элемента измерительной цепи, t - образцовый интервал времени, U₁, U₂ - первое и второе мгновенные значения напряжения на средней точке измерительной цепи.

Недостаток такого способа измерений сопротивлений в том, что он не позволяет измерить с достаточной точностью значения активной и реактивной составляющих комплексного сопротивления. Кроме того, он неприменим для измерения электропроводимости ткани биообъекта из-за низкой точности, т.к. на результаты измерения существенно влияет нестабильность подэлектродного сопротивления, как резистивной, так и емкостной его составляющих.

В описании к авторскому свидетельству СССР N 1707569, МПК5 G 01 R 27/18, публ. 1992 г., Би N 3 описан способ измерения резистивной и емкостной составляющих комплексного сопротивления, в соответствии с которым измеряемое сопротивление периодически подключают вначале к эталонному источнику напряжения на априорно заданное время t₁, затем измеряемое сопротивление закорачивают, мгновенное значение падения напряжения на сопротивлении измеряют в конце временного промежутка t₁ и через априорно заданное время t₂=t₁ после закорачивания. Резистивную и емкостную составляющие вычисляют по формулам: где R₀ - внутреннее сопротивление эталонного источника напряжения, U₀ - напряжение эталонного источника питания, U₁ - мгновенное значение напряжения на комплексном сопротивлении в конце временного промежутка t₁, U₂ - мгновенное значение напряжения в конце временного промежутка t₂=t₁ после закорачивания, t₁=t₂ - априорно заданный временной промежуток.

Недостаток такого способа - низкая точность из-за существенного влияния на результаты измерения подэлектронного сопротивления.

Резонансные методы измерения составляющих комплексного сопротивления позволяют снизить влияние подэлектродного сопротивления на результаты измерения. Так, используя резонансный метод измерения емкостей, описанный в книге Р. Г. Карпова и Н.Р.Карпова "Электрорадиоизмерения" М.: Высшая школа, 1978 г. стр. 140 и141, рис. 7.13, или резонансный метод измерения активных сопротивлений, описанный там же на стр. 143, рис. 7.17, можно с высокой точностью измерить комплексное сопротивление ткани биообъекта. По этому способу высокочастотный генератор слабой связью связывается с колебательным контуром, составленный из известной индуктивности L и перестраиваемой емкости C_пер., последовательно которым подключается либо измеряемая емкость, либо измеряемый резистор. Контур настраивается в резонанс, затем измеряемое сопротивление закорачивается и путем перестройки перестраиваемого конденсатора C_пер. контур заново настраивается в резонанс. По разности двух значений емкости перестраиваемого конденсатора определяют значение искомой емкости.

Недостаток резонансных методов - длительность измерения из-за необходимости перестройки элементов колебательного контура и выявления резонанса.

Известны способы бесконтактного измерения удельного электросопротивления полупроводниковых пленок.

По способу, защищенному авторским свидетельством N 1642410, МПК5 G 01 R 27/02, публ. 1991 г., Би N 14, измеряемый образец размещают на катушке индуктивности колебательного контура и измеряют изменение добротности контура, при этом индуктивность контура измеряют в диапазоне 135 - 155 МГц с помощью катушек Гельмгольца, а удельное электросопротивление образца определяют по формуле: где k - коэффициент пропорциональности, зависящий от материала пленки, h - толщина пленки, L - индуктивность контура, - относительное изменение добротности контура, ₀ - постоянная магнитной проницаемости.

По способу, защищенному авторским свидетельством N 1835522, МПК5 G 01 R 27/02, публ. 1993 г, Би N 31 измеряемый образец помещают в один из элементов высокочастотного колебательного контура, а именно на обкладки измерительного конденсатора, и измеряют изменения добротности колебательного контура, а удельное электросопротивление определяют по формуле, учитывающей параметры колебательного контура и конструктивные элементы измерительного конденсатора.

Эти способы не позволяют получить необходимую точность при измерении электропроводности ткани биообъекта, т.к. изменение добротности сильно зависит от контакта измеряемого образца с элементами колебательного контура.

Наиболее близким по технической сущности к заявляемому способу измерения электропроводности ткани биообъекта является способ измерения составляющих комплексного сопротивления, реализуемый устройством, защищенным патентом Российской Федерации N 2003123, МПК5 G 01 R 27/26, публ. 1993 г., Би N 41-42. Этот способ заключается в том, что измеряемое комплексное сопротивление включают параллельно измерительному параллельному колебательному контуру (или последовательно измерительному последовательному колебательному контуру) автоколебательного генератора с частотно-независимым выходным мостом, при этом реактивную составляющую комплексного сопротивления определяют по изменению частоты автоколебаний, а величину резистивной составляющей - по амплитуде на выходе частотно-независимого моста.

Применительно к измерению электропроводимости ткани биологического объекта такой способ измерения обеспечивает возможность одномоментного определения резистивной и емкостной составляющих комплексного сопротивления электродной ткани.

С заявляемым способом измерения электропроводимости способ-прототип, описанный в патенте N 2003128, МПК5 G 01 R 27/26, публ. 1993 г., Би N 41-42, имеет следующие совпадающие признаки; - на исследуемый участок биологического объекта кожи налагают измерительные электроды, - составляющие межэлектродного комплексного сопротивления определяют по параметрам электрических колебаний в колебательном контуре, включающем в качестве элемента межэлектродное комплексное сопротивление.

Недостаток способа-прототипа - низкая точность из-за нестабильности частоты автогенератора и существенного влияния подэлектродного сопротивления на амплитуду этих колебаний.

Цель изобретения - повышение точности измерения электропроводимости ткани биологического объекта.

Указанная цель достигается тем, что в способе измерения электропроводности ткани биологического объекта, содержащем наложение электродов на исследуемый участок кожи биологического объекта и определение составляющих комплексного сопротивления (электропроводимости) межэлектродной ткани по параметрам электрических колебаний в колебательном контуре, включающем в качестве элемента комплексное сопротивление межэлектродной ткани, к электродам подключают предварительно насыщенную электромагнитной энергией высокодобротную катушку индуктивности, а составляющие электропроводимости ткани биологического объекта определяют по параметрам свободных колебаний, возникающих в колебательном контуре, включающем в качестве элементов индуктивность катушки индуктивности, омическое сопротивление и емкость межэлектродной ткани биологического объекта.

Насыщение электромагнитной энергией катушки индуктивности осуществляют дозировано путем подключения катушки индуктивности на априорно заданное время к источнику постоянного напряжения.

Реэистивную составляющую электропроводимости ткани биологического объекта определяют по скорости затухания свободных колебаний в колебательном контуре.

Емкостную составляющую электропроводимости ткани биологического объекта определяют по амплитуде первой полуволны колебаний напряжения между электродами после подключения к ним насыщенной электромагнитной энергией катушки индуктивности.

Омическое сопротивление и электростатическую емкость межэлектродной ткани определяют из выражений: где R_x - омическое сопротивление межэлектродной ткани; C_x - электростатическая емкость межэлектродной ткани; L - индуктивность катушки индуктивности; r₀ - внутреннее сопротивление источника постоянного напряжения; r_L - омическое сопротивление катушки индуктивности; T - временной промежуток, в течение которого измеряется скорость затухания свободных колебаний в колебательном контуре; V₁ - амплитуда колебаний в начале временного промежутка T; U₂- амплитуда колебаний в конце временного промежутка Т; - временной промежуток, в течение которого катушка индуктивности подключена к источнику постоянного напряжения; U₀ - напряжение источника постоянного напряжения; U_m - амплитуда первой полуволны колебаний напряжения между электродами после подключения к ним насыщенной электромагнитной энергией катушки индуктивности.

Заявленный способ может быть признан изобретением, так как соответствует критериям "новизна" и "изобретательский уровень" и промышленно применим.

Отличительный признак - подключение к электродам, размещенным на исследуемом участке кожи биологического объекта, катушки индуктивности, предварительно насыщенной электромагнитной энергией, с целью определения составляющих комплексного сопротивления (импеданса) ткани биологического объекта не известен из существующего уровня техники. Так же не известно определение составляющих импеданса по параметрам свободных колебаний в колебательном контуре, элементами которого являются индуктивность насыщенной электромагнитной энергией катушки индуктивности и импеданс межэлектродной ткани биологического объекта.

Автор ходатайствует о присвоении заявленному способу измерения электропроводимости ткани биологических объектов своего имени.

Сущность заявленного способа поясняется описанием работы устройства, функциональная схема которого приведена на чертеже и с использованием которого может быть реализован заявленный способ измерения электропроводимости ткани биологического объекта.

Устройство содержит высокодобротную катушку индуктивности 1, эталонный источник 2 постоянного напряжения, переключатель 3, активный 4 и пассивный 5 электроды, которые наложены на исследуемый участок кожи 6 биологического объекта с целью измерения электропроводимости межэлектродной ткани 7. Пассивный электрод 5 соединен с общей шиной 8, с которой также соединены один из полюсов источника 2 и конец катушки индуктивности 1.

Для измерения электропроводимости ткани 7 биологического объекта конец 10 катушки индуктивности 1 через переключатель 3 подключают на априорно заданный промежуток времени к источнику 2.

Электромагнитная энергия, накопленная в катушке индуктивности 1 за временной промежуток , может быть определена из выражения где L - индуктивность катушки 1; I - ток через катушку 1 в конце временного промежутка ; U₀ - напряжение источника 2; r₀ - внутреннее сопротивление источника 2; r_L омическое сопротивление катушки 1.

Изменяя временной промежуток , можно изменять количество электромагнитной энергии, накопленной в катушке 1.

Формула (1) верна с допустимой точностью для катушки индуктивности, обладающей высокой добротностью (500 и выше), у которой можно пренебречь межвитковой емкостью.

По окончании временного промежутка конец 10 катушки 1 с помощью переключателя 3 отсоединяют от источника 2 и соединяют с активным электродом 4.

Так как сопротивление ткани 7 имеет емкостной характер, при подключении конца 10 катушки 1 к электроду 4 образуется последовательный колебательный контур, в котором возникают свободные колебания. Элементами этого колебательного контура являются индуктивность катушки 1, переходное сопротивление активный электрод - кожа 6, параллельное соединение сопротивления межэлектродного промежутка кожи 6 и сопротивления межэлектродной ткани 7, переходное сопротивление пассивный электрод 5 - кожа 6.

Свободные колебания в этом контуре будут изменяться по закону: U(t) = U_me^tcos(t), (2) где U_m - максимальная амплитуда колебаний напряжения между электродами, которая равна амплитуде первой полуволны; - скорость затухания колебаний; = 2f - круговая частота колебаний.

Максимальная амплитуда свободных колебаний напряжения между электродами 4,5 (амплитуда первой полуволны) зависит от количества накопленной в катушке 1 электромагнитной энергии и пропорциональна максимальному току в катушке 1, который равен I - току в конце временного промежутка .

где, помимо ранее оговоренных обозначений C_э - эквивалентная емкость в колебательном контуре.

При известных значениях L, U₀, r₀, r_L и , а эти величины могут быть предварительно измерены с очень высокой точностью, измерив амплитуду первой полуволны колебаний U_m, эквивалентную емкость можно определить из выражения (3) по формуле: Скорость затухания свободных колебаний в колебательном контуре может быть определена, если измерить амплитуду колебаний в начале и в конце временного промежутка, кратного периоду колебаний, по формуле: где - скорость затухания свободных колебаний; U₁ - амплитуда свободных колебаний в начале временного промежутка T; U₂ - амплитуда свободных колебаний в конце временного промежутка T; R_э - эквивалентное омическое сопротивление колебательного контура; - временной промежуток, в течение которого измеряется скорость затухания; f - частота свободных колебаний.

Из формулы (5), учитывая, что , выражение для определения эквивалентного омического сопротивления R_э принимает вид: Частота свободных колебаний в колебательном контуре определяется выражением: Учитывая, что омическое сопротивление катушки 1 индуктивности равно нескольким Омам, омическое сопротивление межэлектродной ткани 7 - 200-300 Ом, омическое сопротивление межэлектродного участка кожи 6 - несколько сотен килоОм, а емкость перехода электрод - ткань биологического объекта на два порядка больше емкости межэлектродной ткани 7 уже при площади электрода более 0,2 см², можно констатировать, что при частоте свободных колебаний f100 кГц омическая и емкостная составляющие комплексного сопротивления ткани 7 биологического объекта с погрешностью не более 5% равны значениям, определенным по формулам (4), (5), и (6).

Таким образом, если высокодобротную катушку индуктивности насытить дозированной электромагнитной энергией, а затем эту катушку мгновенно подключить к электродам, наложенным на исследуемый участок кожи биологического объекта, в колебательном контуре, образованном индуктивностью катушки и комплексным сопротивлением (импедансом) межэлектродной ткани биологического объекта, возникнут свободные колебания электрического тока, по параметрам которых можно одномоментно определить составляющие комплексного сопротивления (электропроводимости) ткани биологического объекта. При этом результаты измерения практически не будет зависеть ни от внешней среды, ни от состояния кожного покрова.

Электромагнитную энергию, накапливаемую катушкой индуктивности, можно с высокой точностью дозировать, подключая катушку к источнику постоянного напряжения на априорно заданное время. Резистивную составляющую комплексного сопротивления ткани биологического объекта можно определить, измерив скорость затухания свободных колебаний. Реактивную составляющую комплексного сопротивления ткани биологического объекта можно определить, измерив амплитуду первой полуволны колебаний напряжения между электродами. По частоте свободных колебаний можно судить как о реактивной, так и о резистивной составляющих комплексного сопротивления ткани биологического объекта.

В сравнении с известными способами измерения электропроводимости ткани биологического объекта заявляемый способ отличается простотой, более высокой точностью, высокими диагностическими возможностями. Все способы, основанные на измерениях с использованием постоянного или импульсного однополярного тока, имеют низкую точность из-за нестабильности подэлектродного сопротивления. Способы измерения с использованием перестраиваемых генераторов высокой или низкой частоты имеют более низкую точность в сравнении с заявляемым способом из-за дополнительной погрешности при определении резонанса. Способы измерения с использованием автогенератора с колебательным контуром в цепи обратной связи имеют более низкую точность из-за влияния подэлектродного сопротивления на коэффициент передачи обратной связи.

Другим достоинством заявленного способа является то, что при его использовании полностью отсутствует возможность травмирования межэлектродной ткани, так как энергия воздействующего сигнала строго дозирована и не зависит от состояния кожного покрова. Более того этот сигнал обеспечивает нейрогуморальную регуляцию и может использоваться при лечении различной патологии методом рефлексотерапии с одновременным контролем эффективности лечения.

Формула изобретения

1. Способ измерения электропроводимости ткани биологического объекта, содержащий наложение электродов на исследуемый участок кожи биологического объекта и определение составляющих комплексной электропроводимости межэлектродной ткани по параметрам электрических колебаний в колебательном контуре, включающем в качестве элемента комплексное сопротивление межэлектродной ткани, отличающийся тем, что к электродам подключают предварительно насыщенную электромагнитной энергией высокодобротную катушку индуктивности, а составляющие электропроводимости ткани биологического объекта определяют по параметрам свободных колебаний, возникающих в колебательном контуре, включающем также в качестве элемента индуктивность катушки индуктивности, подключенной к электродам, при этом резистивную составляющую электропроводимости ткани определяют по скорости затухания свободных колебаний в колебательном контуре, а емкостную ее составляющую - по амплитуде первой полуволны колебаний напряжения между электродами после подключения к ним насыщенной электромагнитной энергией катушки индуктивности.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что насыщение электромагнитной энергией катушки индуктивности осуществляют дозированно путем подключения катушки индуктивности на априорно заданное время к источнику постоянного напряжения.

3. Способ по п.1 или 2, отличающийся тем, что резистивную и емкостную составляющие межэлектродной ткани определяют из выражений где R_x - омическое сопротивление межэлектродной ткани; C_x - электростатическая емкость межэлектродной ткани; L - индуктивность катушки индуктивности; r_о - внутреннее сопротивление источника постоянного напряжения; r_l - омическое сопротивление катушки индуктивности; Т - временный промежуток, в течение которого измеряется скорость затухания свободных колебаний; U₁ - амплитуда колебаний в начале временного промежутка Т; U₂ - амплитуда колебаний в конце временного промежутка Т; - временной промежуток, в течение которого катушка индуктивности подключена к источнику постоянного напряжения; U₀ - напряжение источника постоянного напряжения; U_m - максимальная амплитуда (амплитуда первой полуволны) колебаний напряжения между электродами после подключения к ним насыщенной электромагнитной энергией катушки индуктивности.

РИСУНКИ

Рисунок 1