Устройство для измерения активной и емкостной составляющих импеданса биологических тканей

Устройство для измерения активной и емкостной составляющих импеданса биологических тканей

Реферат

 

Изобретение относится к биофизике и медицинской технике и может быть использовано в медицине для экспресс-диагностики различных заболеваний и количественной оценки степени патологических изменений в тканях и органах. Устройство работает по четырехэлектродной схеме и состоит из генератора синусоидальных напряжений, широкополосного усилителя с автоматической регулировкой усиления для поддерживания измерительного тока заданной амплитуды, фазочувствительного измерителя разности двух напряжений, усилителя постоянного напряжения, блока индикации, а также блоков цепей обратной связи и управления. Изобретение позволяет повысить точность изменения составляющих импеданса биологической ткани путем введения генератора синусоидальных напряжений, фазочувствительного измерителя разности двух напряжений и блоков обратной связи и управления. 2 ил., 1 табл.

Изобретение относится к области биофизики и медицинской техники и может быть использовано в медицине для экспресс- диагностики различных заболеваний и количественной оценки степени патологических изменений в тканях и органах по отклонению их электрических характеристик от нормы.

Известны приборы и устройства для раздельного измерения составляющих комплексного сопротивления [1, 2] и, в частности, импеданса биологических тканей, например, реографы [3, 4, 5, 6]. Реографы по устройству и принципу действия разделяют на биполярные (двухэлектродные) и тетраполярные (четырехэлектродные).

Биполярный реограф состоит из моста переменного тока, в одно из плеч которого с помощью двух электродов включен биологический объект. В другое плечо включены переменные калиброванные резистор и конденсатор, которые служат для балансировки моста переменного тока по активной и емкостной составляющим импеданса биологической ткани. По показаниям калиброванного резистора и конденсатора определяют активное и емкостное сопротивление биологической ткани на рабочей частоте реографа.

Однако при использовании мостовых схем измеряемые электрические характеристики биологической ткани неизбежно включают в себя и электрические характеристики границы раздела электрод - биологическая ткань, которые также обладают и активным, и емкостным сопротивлением. Поэтому в двух электродных реографах с использованием мостовых схем трудно отдифференцировать электрические свойства биологической ткани от погрешностей, вносимых электрическими свойствами электродов.

Известно также устройство, описанное в [7] (с. 70-71, рис.34а).

Устройство содержит (см. рис.34 в работе [7]) генератор высокой частоты, объект измерения Z образца, подключенный по четырехэлектродной схеме (тетраполярный метод), разделительный трансформатор Тр1, первичная обмотка которого соединена последовательно с Z образца и может шунтироваться конденсатором С1 или резистором R1 в зависимости от положения переключателя В1. Вторичная обмотка трансформатора соединена последовательно с потенциальными электродами образца, суммарное напряжение с которых подается на клеммы "Вых", и его величина зависит от фазовых соотношений.

Известное устройство не позволяет проводить измерения составляющих импеданса биологического объекта активного сопротивления R и емкостного сопротивления Х_с с достаточной точностью по следующим причинам. Так как у исследуемого биологического объекта величины Х_c и R неизвестны, то при измерении, например, активной составляющей импеданса R необходимо полностью скомпенсировать емкостную составляющую импеданса Х_c. В данном устройстве эту компенсацию осуществляют путем подключения в первичную обмотку трансформатора конденсатора С1, емкостное сопротивление которого на измеряемой частоте должно быть в точности равно емкостному сопротивлению биологического объекта. Если случайно окажется, что емкостные сопротивления равны, то действительно происходит полная компенсация емкостной составляющей Х_с и на входе будет регистрироваться активная составляющая R. Если же емкостное сопротивление конденсатора С1 будет меньше или больше Х_с биологического объекта, то произойдет неполная компенсация или перекомпенсация и на выходе данного устройства в качестве активной составляющей R будет регистрироваться некоторый импеданс, который может иметь емкостной или даже индуктивный характер. Аналогичные явления будут наблюдаться и при измерении емкостной составляющей импеданса. Таким образом, известное устройство не позволяет точно скомпенсировать составляющие импеданса биологической ткани и, следовательно, напряжение выходного сигнала при измерении активной составляющей R будет содержать нескомпенсированную емкостную составляющую, а при измерении емкостной составляющей Х_с будет содержать нескомпенсированную часть активной составляющей. Кроме того, известно, что емкостные свойства биологической ткани и емкостные свойства границы раздела токовые электроды - биологическая ткань изменяют свои электрические характеристики от частоты в широких пределах (на несколько порядков). В связи с этим наличие в измерительной схеме, чувствительной к фазовым соотношениям, индуктивного элемента (трансформатора Тр1) является источником дополнительных неконтролируемых погрешностей.

Наиболее близким по техническому решению к предложенному является устройство для измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей [8], содержащее генератор симметричных прямоугольных импульсов, интегратор, преобразователь напряжение - ток, два токовых электрода, два потенциальных электрода, дифференциальный усилитель, синхронный детектор, двухпозиционный переключатель, фазосдвигающий каскад, усилитель постоянного тока и измерительный прибор.

Известное устройство не позволяет проводить измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических объектов, то есть активного сопротивления R и емкостного сопротивления Х_с с высокой точностью. В данном устройстве точность измерений принципиально ограничена тем, что в качестве измерительного тока используются симметричные импульсы тока треугольной формы. Известно, что несинусоидальные напряжения и токи можно разложить в тригонометрический ряд (Эйлера-Фурье), который содержит кроме основной гармоники гармоники высших частот. В частности, для периодических импульсов тока треугольной формы разложение в тригонометрический ряд имеет вид [9]: Видно, что вклад основной гармоники составляет 81%. Так как в известном устройстве синхронное детектирование осуществляется на основной частоте, то для гармоник высших частот будут нарушены фазовые соотношения и, следовательно, условие синхронного детектирования. Это ведет к увеличению погрешностей измерения активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей. Отрицательно сказываются на точности измерений и особенности объекта исследований. Электрические характеристики биологической ткани сильно зависят от частоты измерительного тока. Это также вносит непредсказуемые погрешности в результаты измерений активной и реактивной составляющих импеданса биологических тканей.

Целью изобретения является повышение точности измерений.

На фиг.1 приведена функциональная схема устройства для измерения активной и емкостной составляющих импеданса биологических тканей.

На фиг.2 приведена эквивалентная электрическая схема биологической ткани и границы раздела токовые электроды - биологическая ткань (ТЭ - БТ).

Устройство содержит генератор синусоидальных напряжений 1 с частотами 1,5 кГц, 6 кГц, 24 кГц, 96 кГц, последовательно соединенные с ним четырехканальный мультиплексор 2, широкополосный усилитель с изменяемым коэффициентом усиления 3. К выходу широкополосного усилителя с изменяемым коэффициентом усиления 3 подключен один из токовых электродов Э₁ четырехконтактного зонда 4, а другой его токовый электрод Э₄ подключен через резистор 13 к широкополосному усилителю 5. Выход широкополосного усилителя 5 подключен к компаратору напряжения 6 и фазовому детектору 7, соединенному с низкочастотным фильтром 8, выход которого подключен к одному входу операционного усилителя 10, к другому входу которого подключен потенциометр 9. К выходу операционного усилителя 10 подключен вход управления широкополосного усилителя с изменяемым коэффициентом усиления 3. Потенциальные электроды Э₂ и Э₃ четырехконтактного зонда 4 подключены к соответствующим входам повторителей напряжения 11 и 12, а их выходы соединены с фазочувствительным измерителем разности двух напряжений 14. К выходу фазочувствительного измерителя разности двух напряжений 14 подключен усилитель постоянного напряжения с двумя фиксированными коэффициентами усиления 15. Выход усилителя постоянного напряжения с двумя фиксированными коэффициентами усиления 15 соединен через аналого-цифровой преобразователь 16 с жидкокристаллическим индикатором 17. Вход управления фазочувствительного измерителя разности двух напряжений 14 подключен к выходу двухпозиционного переключателя 20. Выход компаратора напряжений 6 соединен с одним входом двухпозиционного переключателя 20 и через формирователь задержек 18 с четырехканальным мультиплексором 19, - с другим входом двухпозиционного переключателя 20.

Устройство измерения активной и емкостной составляющих импеданса биологических тканей работает следующим образом.

Генератор синусоидальных напряжений 1 вырабатывает четыре строго гармонических сигнала с частотами 1,5 кГц, 6 кГц, 24 кГц и 96 кГц. Переменные напряжения с указанными частотами поступают на четырех анальный мультиплексор 2, где происходит выбор необходимой частоты для проведения измерений. С выхода мультиплексора 2, синусоидальное напряжение подается на широкополосный усилитель с изменяемым (автоматически регулируемым) коэффициентом усиления 3.

В широкополосном усилителе 3 осуществляется усиление напряжения таким образом, чтобы зондирующий ток через биологическую ткань (через крайние токовые электроды) оставался постоянной амплитуды, независимо от сопротивления биологического объекта. Регулирование коэффициента усиления широкополосного усилителя с изменяемым коэффициентом усиления 3 осуществляется за счет сигнала, снимаемого с постоянного резистора 13, включенного последовательно с токовым электродом Э₄ четырехконтактного зонда 4 в цепи зондирующего тока. Падение напряжения, снимаемое с постоянного резистора 13, пропорциональное амплитуде зондирующего тока, подается на широкополосный усилитель 5.

Усиленный сигнал с выхода широкополосного усилителя 5 поступает на компаратор напряжения 6 и фазовый детектор 7. С выхода фазового детектора 7 продетектированный сигнал подается на низкочастотный фильтр 8. Сигнал на выходе низкочастотного фильтра 8, пропорциональный величине зондирующего тока, через биологический объект сравнивается с задающим (опорным) напряжением, снимаемым с потенциометра 9. Сигнал разбаланса усиливается операционным усилителем 10 и поступает в цепь управления широкополосного усилителя с изменяемым коэффициентом усиления 3. В результате между токовыми контактами Э₁ и Э₄ четырехконтактного зонда 4 протекает ток заданной величины независимо от электрических свойств биологической ткани и переходных сопротивлений границы раздела электрод - биологическая ткань. Падение напряжения с поверхности биологической ткани снимается с помощью потенциальных электродов Э₂ и Э₃ четырехконтактного зонда 4 и подается на вход повторителя напряжения 11 и вход повторителя напряжения 12, обеспечивающих высокое входное сопротивление. С выхода повторителей 11 и 12 напряжения подаются на входы фазочувствительного измерителя разности двух напряжений 14. Управление фазочувствительным измерителем разности двух напряжений 14 осуществляется сигналом, который поступает с двухпозиционного переключателя 20. В зависимости от положения двухпозиционного переключателя 20 на выходе фазочувствительного измерителя разности двух напряжений появляется сигнал, соответствующий емкостной или активной составляющей импеданса биологического объекта. При измерении емкостной реактивной составляющей импеданса необходима задержка фазы управляющего сигнала на четверть периода, поэтому управляющий сигнал проходит через формирователь задержек 18 и четырехканальный мультиплексор 19. При измерении активной составляющей напряжения управляющий сигнал фазы поступает непосредственно с компаратора 6 на двухпозиционный переключатель 20 и затем на фазочувствительный измеритель разности двух напряжений 14. С выхода фазочувствительного измерителя разности двух напряжений 14 постоянная составляющая продетектированного сигнала поступает на усилитель постоянного напряжения 15, имеющий два фиксированных коэффициента усиления 1:1 и 1:10. Усиленное постоянное напряжение с выхода усилителя постоянного напряжения 15 подается на аналого-цифровой преобразователь 16 и затем на жидкокристаллической индикатор 17, на котором индицируется величина активного или емкостного сопротивления ткани.

Проведены испытания работоспособности опытного экземпляра устройства для измерения активной и емкостной составляющих импеданса биологических тканей.

Испытания включают калибровку прибора, установку величины зондирующего измерительного тока и проверку его стабильности при изменении внешнего сопротивления на токовых электродах, а также измерение активной и емкостной составляющих импеданса на электрической модели биологической ткани (эквивалентной электрической схеме).

1. Установка измерительного (зондирующего) тока.

К четырехконтактному зонду в качестве биологического объекта включается электрическая модель биологического объекта (эквивалентная электрическая схема биологической ткани), представленная на фиг.2, где: Э₁ и Э₄ - токовые электроды; Э₂ и Э₃ - потенциальные электроды; С1 и R1 - моделируют электрические свойства границы раздела Э - БТ; С3 и R3 - моделируют электрические свойства границы раздела Э - БТ; R2 - моделирует активное сопротивление БТ; С2 - моделирует реактивное емкостное сопротивление БТ.

Установка измерительного зондирующего тока проводится по показаниям милливольтметра, подключенного к резистору 13 (см. блок-схему), путем изменения величины потенциометра 9. Измерительный ток устанавливают величиной 0,0001 А.

2. Проверка стабильности измерительного тока при возможных изменениях сопротивления биологического объекта между токовыми электродами.

К прибору подключают эквивалентную электрическую схему (см. фиг.2).

Изменяют величины переменных резисторов R1 и R2 в пределах от 10 Ом до 10000 Ом. При этом величина измерительного тока практически остается постоянной в пределах точности стандартного измерительного прибора 1%.

3. Проверка работоспособности прибора при измерении активной составляющей импеданса.

Двухпозиционный переключатель должен находиться в положении "R". Проверка производится подключением эквивалентной электрической схемы, представленной на фиг.2, при следующих параметрах элементов R1=R2=R3=10 кОм, С1=С2= С3=0,1 мкФ. При этом на всех частотах 1,5 кГц, 6 кГц, 24 кГц и 96 кГц показания на цифровом индикаторе остаются постоянными и составляют 10 кОм. В случае отклонения показаний цифрового индикатора от истинного значения резистора R2 (в данном случае R2=10 кОм) может быть произведена корректировка при настройке прибора.

4. Проверка работоспособности прибора при измерении реактивной емкостной составляющей импеданса.

Двухпозиционный переключатель перевести в положение "Х_с". Для проведения проверки подключают эквивалентную электрическую схему на фиг.2 при тех же параметрах элементов, то есть R1=R2=R3=10 кОм, С1=С2=С3=0,1 мкФ. Величины резистора R2 и конденсатора С2, моделирующих непосредственно электрические свойства биологической ткани, предварительно измеряли с помощью стандартного универсального L, С, R измерителя типа Е7-11 с погрешностью измерений не выше 1%.

Результаты измерений реактивной, емкостной составляющей импеданса Х_с на всех частотах и рассчитанные значения для С=0,1 мкФ приведены в таблице.

Таким образом, опытный экземпляр устройства четко выделяет на гармоническом сигнале активную и емкостную составляющие импеданса с погрешностью 1%.

Предложенное устройство значительно повышает точность измерений активной и емкостной составляющих импеданса биологической ткани и может быть рекомендовано для точных биофизических и медицинских исследований при диагностике различных заболеваний.

Литература к заявке 1. Клиническая реография, под редакцией Б.Г. Шершнева, Киев, "Здоровье", 1977, с. 8.

2. Тренчук В.В. Импедансометрия роговицы глаза. Киев, "Здоровье", 1986, с. 88.

3. Прохончуков А.А., Логинова Н.К., Жижина Н.А. Функциональная диагностика в стоматологической практике. М.: "Медицина", 1980, с. 74-78.

4. Мажбич Б.И. Методика раздельной графической регистрации омической и емкостной составляющих электрического сопротивления участка легочной ткани у человека. Бюл. экспер. биол. и мед.. 1964, 3, c. 121.

5. Дехтяренко П. И. Синхронное детектирование в измерительной технике, Киев, 1965, 313 с.

6. Кнеллер В.Ю. Автоматическое измерение составляющих комплексного сопротивления. М.-Л. "Энергия", 1967, 354 с.

7. Гуревич М. И. , Соловьев А.И., Литовченко Л.П., Доломан Л.Б. Импедансная реоплетизмография, Киев: "Наукова думка", 1982, с.70-71.

8. Авторское свидетельство СССР 1759402, кл. А 61 В 5/05 1990 - прототип.

9. Электротехнический справочник. 5 издание, под ред. П.Г. Грудинского и др., М.: "Энергия", 1974 г., с. 39.

Формула изобретения

Устройство для излучения активной и емкостной составляющих импеданса биологических тканей, содержащее генератор напряжений, два токовых и два потенциальных электрода, усилители и индикатор величин сопротивления ткани, отличающееся тем, что генератор синусоидальных напряжений последовательно соединен с четырехканальным мультиплексором и широкополосным усилителем с изменяемым коэффициентом усиления, к выходу которого подключен один из токовых электродов четырехконтактного зонда, а другой его токовый электрод подключен через резистор к широкополосному усилителю, выход которого подключен к компаратору напряжения и фазовому детектору, соединенному с низкочастотным фильтром, выход которого подключен к одному входу операционного усилителя, к другому входу которого подключен потенциометр, а к выходу - вход управления широкополосного усилителя с изменяемым коэффициентом усиления, два потенциальных электрода четырехконтактного зонда соединены через соответствующие повторители напряжения с фазочувствительным измерителем разности двух напряжений, выход которого через усилитель постоянного напряжения с двумя фиксированными коэффициентами усиления и аналого-цифровой преобразователь подключен к жидкокристаллическому индикатору, а вход управления подключен к выходу двухпозиционного переключателя, при этом вход компаратора напряжений соединен с одним входом двухпозиционного переключателя и через формирователь задержки с четырехканальным мультиплексором - с другим его входом.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3