В настоящее время методы, основанные на измерении активной и реактивной составляющей импеданса тканей, широко используются в медико-биологическом эксперименте и клинической практике. Как правило, клинические исследования ограничиваются анализом лишь одной характеристики импеданса, связанной с кровенаполнением исследуемого участка тела. Однако феномены взаимодействия тканей с внешним переменным электрическим током являются более тонкими индикаторами происходящих в них морфофункциональных процессов. Отечественные работы до недавнего времени были посвящены изучению информативности и механизмов формирования электрического импеданса тканей. Зарубежные ученые основное внимание уделяли прикладным исследованиям: импедансной компьютерной томографии и анализу компонентного состава тела (процентное содержание воды в тканях, клеточной, жировой и тощей массы).
На основании анализа отечественной литературы и результатов собственных исследований мы полагаем, что показатели двухчастотной электроимпедансометрии могут быть с успехом использованы и для определения степени склерозирования тканей, соотношения стромальных и паренхиматозных компонентов, изменения межклеточных пространств, появления атипичных клеток [2, 4, 6, 13]. Известно, что при воздействии неблагоприятных факторов нарушаются многие корреляционные связи в организме, что может привести к дизадаптации и даже гибели индивида. Какова цена перестроек, позволяющих сохранить жизнь, каковы механизмы интегрального взаимодействия функциональных систем – все это является весьма актуальной проблемой. Помочь в ее разрешении, по нашему мнению, может комплексное исследование показателей электрического импеданса и данных световой и электронной микроскопии образцов тканей внутренних органов при эндо- и экзогенных воздействиях и некоторых патологиях.
Унифицированной аппаратуры и общепринятого метода регистрации электропроводящих свойств тканей, кроме стандартных реографов, несмотря на значительное число авторских разработок и патентов, в настоящее время не существует. Тем не менее, в медико-биологическом эксперименте и клинике в последние годы получил распространение метод измерения импеданса внутренних органов на нескольких частотах с использованием игольчатых электродов (c диаметром кончика 60–70 мкМ) при эндоскопии или во время оперативного вмешательства. Наиболее перспективным, по нашему мнению, является метод оценки электрического импеданса биопсийного материала или изолированных образцов переживающих тканей внутренних органов размерами 1×1×1 мМ, подкрепленный данными световой и электронной микроскопии препаратов.
Как правило, электропроводящие свойства тканей представляются как в абсолютных величинах импеданса, так и в виде коэффициента поляризации (Кп), равного отношению импедансов на двух фиксированных частотах, например, 10 кГц и 1 мГц, предложенных Б.Н. Тарусовым [1938 г.]. Некоторые исследователи используют другие частоты, например, 2 и 200 кГц, 20 и 200 кГц, 10 и 500 кГц. Показатель Кп поэтому различается по уровню в зависимости от приборно-методического решения, избранного авторами, и количественное сравнение данных, полученных ими, не всегда возможно. В качестве информативных иногда используют относительные показатели (в %), характеризующие изменения электропроводности тканей при внешних воздействиях, или сравнивают показатели пораженного и интактного участков ткани одного органа. Такое представление материала позволяет избавиться от ряда артефактов (температурный дрейф, индивидуальный разброс показателей, влияние параметров электродов, их контакта с тканью, выбранных частот и др.), что облегчает трактовку материала.
К настоящему времени установлено, что по показателям импеданса можно оценить жизнеспособность тканей организма, определить границы злокачественных опухолей, некротических изменений при термических ожогах, острой кишечной непроходимости и др. По снижению коэффициента поляризации тканей трупа (почка, эпидермис, стекловидное тело) имеется возможность определить время наступления смерти [3, 12, 14, 15]. При сопоставлении данных электроимпедансометрии и гистологической картины препаратов в оценке течения экспериментального инфаркта миокарда установлено снижение на 30 % коэффициента поляризации миокарда после окклюзии коронарной артерии и постепенное восстановление его уровня при благоприятном течении процесса. В проведенном нами эксперименте выявлено снижение коэффициента поляризации тканей сердца в пределах 15 % под действием алкогольной нагрузки, связанное с изменением гемодинамики и наличием отека, что подтверждалось данными световой микроскопии. Метод электроимпедансометрии в комплексе с последующим гистологическим анализом препаратов был применен для оценки повреждающего действия на миокард экспериментальных животных этилового спирта, иммобилизационно-болевого стресса и кардиопротекторного действия мексидола. Авторами показана возможность выявления функциональных нарушений в работе миокарда по изменению показателей импеданса в условиях алкогольной интоксикации (снижение на 20–25 %) и их коррекции мексидолом, диосмином и гесперидином (приближение показателей к норме). В случае иммобилизационно-болевого стресса, напротив, наблюдали рост показателей в среднем на 20 %, а при воздействии доксорубицином ‒ до 30 %. Авторы полагают, что он может быть обусловлен неодинаковым влиянием экзогенных факторов на процессы гидратации и водно-солевой баланс в миокарде [9, 13].
Читайте также: Уход за тканями для штор
Показатели электрического импеданса легкого впервые исследованы нами в условиях комплексного эксперимента при воздействии этанола и изменении рациона питания. Выявлено снижение Кп (в среднем на 10 %) и рост сопротивления токам высокой частоты (на 12 %) тканей легкого под действием алкогольной нагрузки.
Анализ импеданса почки впервые был проведен нами при воздействии этанола и низкохолиновой диеты. Установлено достоверное снижение относительно контроля электропроводности почки на низких частотах (на 14 %), вызванное изменением кровообращения в органе. Рост сопротивления почки токам высокой частоты (в среднем на 12 %), по нашему мнению, следует связывать с вариабельностью размеров почечных клубочков и мелкоочаговой атрофией дистальных канальцев. В последующем другими авторами и на других частотах была проведена оценка импеданса паренхимы почки при почечной недостаточности и показано, что экспериментальная острая почечная недостаточность характеризуется снижением абсолютных показателей электрического импеданса коркового слоя почки (до 30 %) и ростом Кп мозгового слоя. Снижение полного электрического сопротивления коркового слоя почки, по мнению авторов, имеет место за счет увеличения концентрации электролитов в межклеточном пространстве, стаза в микроциркуляторном русле, интерстициального отека и некроза эпителиоцитов [2].
Электропроводность и поляризационные свойства печени исследованы нами в эксперименте по моделированию цирроза печени [5]. Зарегистрированные изменения сопротивления печени токам низких частот (рост на 23 %), по нашему мнению, определяются началом фиброзирования центральных вен и огрублением портальной стромы. Рост сопротивления печени токам высоких частот (в среднем на 35 %) – мелковезикулярной липидной инфильтрацией гепатоцитов и наличием клеток в состоянии инвалютно-клеточной дистрофии.
Импеданс и Кп селезенки впервые исследованы при воздействии алкогольной нагрузки. Изменение Кп связывается со снижением почти на 30 % сопротивления селезенки току низкой частоты, что обусловлено расширением и полнокровием трабекулярных сосудов [16]. Впоследствии этот метод был успешно использован другими авторами для оценки кровоснабжения органа и апробирован в клинике [8, 10].
Показатели импеданса надпочечника исследованы в условиях комплексного эксперимента по оценке влияния алкоголя и изменения рациона питания. Выявлено, что этаноловая нагрузка и дефицитная к холину и метионину диета вызывают снижение Кп надпочечника в среднем на 37 % за счет роста сопротивления току высокой частоты (на 56 %), которое сопровождается характерными для стресс-реакции структурными изменениями в коре [7]. Зарегистрированное нами снижение электропроводности и рост Кп надпочечника в процессе онтогенеза (фиксированные образцы ткани) позволило установить связь между изменением сосудисто-паренхиматозных отношений в коре надпочечника и показателями импеданса. При этом определяющее влияние на динамику импеданса оказывает сосудистый компонент [6, 17].
Читайте также: Ткань метражом садовод в вк
Электроимпедансометрия слизистой оболочки желудка успешно применена для диагностики форм гастритов, доброкачественных и злокачественных опухолей и определения границ их распространения. Был установлен интервал Кп, характерный для злокачественных опухолей (снижение от 15 до 40 % по сравнению с данными нормальной слизистой оболочки) и возможность их дифференциации по уровню Кп. В последующем данные импедансометрии слизистой оболочки желудка были использованы в качестве диагностических критериев при разработке электрохирургической аппаратуры [1].
Показатели электрического импеданса опухолей щитовидной и молочной желез в диагностических целях использовали при плановых операциях. Кп злокачественных опухолей щитовидной железы (папиллярный рак) был снижен в среднем на 15 % относительно здоровой ткани, в то время как доброкачественные опухоли (узловой нетоксический зоб), напротив, характеризовались повышенным уровнем Кп (p
Что вызывает уменьшение импеданса ткани
Цель работы: изучить зависимость импеданса от частоты на примерах эквивалентных электрических схем и живой ткани.
Литература: Ремизов А.Н. Медицинская и биологическая физика. -М.: Высшая школа. 1999.С. 315-322.
Приборы и материалы: вольтметр, амперметр, генератор звуковой частоты, экспериментальная установка.
Метод измерения импеданса (полного электрического сопротивления) позволяет изучать структуру живого вещества, не повреждая его. Измерение электрического сопротивления используют:
Важной характеристикой состояния органов и тканей является кровоснабжение, которое также можно исследовать с помощью определения полного электрического сопротивления тканей. Ткани живых органов состоят из клеток, омываемых тканевой жидкостью. Цитоплазма клеток и тканевая жидкость представляют собой электролиты, разделенные плохо проводящей клеточной мембраной — диэлектриком. Такие системы в электрическом отношении подобны конденсаторам (С). Тканевые жидкости содержат ионы электролитов, своего рода свободные переносчики зарядов. Поэтому они обладают активным (омическим) сопротивлением (R).
При исследовании зависимости импеданса живых тканей от частоты переменного тока в широком диапазоне частот была обнаружена следующая зависимость: высокое значение (до 3000 Ом) при низких частотах с уменьшением (до 200 Ом) при высоких частотах. Подобная зависимость свойственна всем живым тканям. Зона дисперсии импеданса обычно варьирует в интервале 10² — 10 8 Гц. У многих объектов минимальное сопротивление наблюдается при частоте 10 8 Гц. Дисперсия импеданса живых тканей является результатом того, что при низких частотах, как и при постоянном токе, сопротивление связано с поляризацией, по мере увеличения частоты поляризационные явления сказываются меньше. Дисперсия импеданса свойственна только живым тканям, это подтверждает динамика кривых, показывающих зависимость импеданса (Z) растительной ткани от частоты: в норме (рис.а), после нагревания (рис.б) и при полном отмирании ткани (рис. в).
Закономерность изменения импеданса живой ткани с частотой можно объяснить следующим образом: сопротивление живых клеток является суммарным и складывается из омического сопротивления, которое не зависит от частоты тока, и емкостного сопротивления, которое значительно уменьшается по мере увеличения частоты. Это приводит к уменьшению полного сопротивления всей системы. Следовательно, можно считать, что явление дисперсии импеданса клеток и тканей есть результат уменьшения их емкостного сопротивления с увеличением частоты.
Кроме дисперсии электропроводности живой ткани, были отмечены и другие особенности:
а) сопротивление переменному току ниже, чем постоянному;
б) сопротивление не зависит от величины тока, если величина не превышает физиологическую норму;
в) сопротивление на данной частоте постоянно, если не изменяется их физиологическое состояние;
г) сопротивление изменяется при изменении физиологического состояния объекта, при отмирании ткани оно уменьшается.
Для изучения закономерностей прохождения переменного тока через биологические ткани используют эквивалентные схемы, т.е. такие комбинации соединения омического сопротивления и емкости, которые в первом приближении могут моделировать электрические свойства клеток.
Подберем эквивалентную электрическую схему живой ткани, для этого рассмотрим примеры несложных электрических схем с конденсатором (С) и резистором (R). Пусть схема состоит из последовательно соединенных омического сопротивления и конденсатора (схема 1), импеданс (Z1) такой схемы определяется выражением:
| (1.1) |
При малых частотах импеданс будет большим, т.к. емкостное сопротивление при этом резко увеличивается. При параллельном соединении омического сопротивления и конденсатора (схема 2), импеданс (Z2) такой схемы определяется выражением:
| (1.2) |
В этом случае при больших частотах импеданс системы стремится к нулю, так как при этом емкостное сопротивление становится минимальным.
Сравнивая графики, изображенные на рисунках для схем 1 и 2, с зависимостью для живой ткани, легко заметить их несходство. Схема 3 лучше других повторяет свойства живой ткани. Импеданс такой схемы определяется выражением:
| (1.3) |
По построенной релаксационной кривой Z(v), исходя из модели (1.3), можно определить величины сопротивлений и ёмкости эквивалентной электрической схемы живой ткани:
В данной работе определим импеданс с помощью амперметра и вольтметра. Схема установки представлена на рисунке. Импеданс эквивалентной схемы определяем по закону Ома: Z = U/ I,
где Z — импеданс эквивалентной схемы (Ом), I — сила тока (А), U — напряжение (В). Изменяя частоту сигнала, подаваемого с помощью звукового генератора на эквивалентную схему, исследуем зависимость импеданса от частоты.
Порядок проведения измерений
Схема 3
Живая тк.
Схема 3