Реактивная составляющая импеданса ткани обуславливает

ИМПЕДАНС (англ. impedance, от лат. impedire препятствовать) — физ. величина, характеризующая сопротивление среды для колебаний различного происхождения.

В зависимости от вида колебания различают И. электрический, И. механический и И. акустический.

Электрический импеданс представляет собой полное (комплексное) сопротивление электрической цепи переменному току. В общем виде И. электрический (Z) представляет собой геометрическую сумму активного сопротивления электрической цепи (R) и реактивного сопротивления (X):

Активное сопротивление В является величиной, обратной величине электропроводности ткани, и мало зависит от частоты переменного тока. Реактивная составляющая X комплексного сопротивления Z для различных электропроводящих биол, субстратов in vivo и in vitro зависит от частоты электрического тока. За единицу измерения И. электрического в Международной системе единиц принят Ом (Ω, ом).

Измерение величины электрического И. применяется для характеристики электрических свойств тканей, органов, отдельных клеток (см. Электропроводность биологических систем). Электрический И. биол, тканей уменьшается при увеличении частоты приложенного электрического поля, что связано с наличием емкостной составляющей И., обусловленной в основном явлением поляризации (см.).

И. тканей организма зависит, в частности, от состояния кровообращения (кровенаполнения сосудов). Поэтому измерение И. отдельных участков тела, чаще конечностей, положено в основу изучения периферического кровообращения — так наз. метод реографии (см.). При реографии используется переменный ток частотой 20—30 кгц.

Электрический И. биол, тканей изменяется в зависимости от их функц, состояния. Слабый переменный ток, проходящий через объект при измерении, не вызывает повреждения ткани, поэтому наблюдаемые изменения в нем при тех или иных условиях можно связать со структурными и ионными изменениями в ткани. Изучение составляющих электрического И. взвеси клеток позволяет определить электрические параметры как самих клеток, так и их поверхностных мембран, судить об изменении их проницаемости (см.).

Измерение импеданса на высоких частотах (выше 1 МГц) позволяет оценивать суммарную концентрацию свободных электролитов в клетках и тканях (см. Кондуктометрия). Измерение И. электрического позволяет также регистрировать изменения физ.-хим. структуры живых тканей в норме и патологии. Поэтому этот метод можно использовать для изучения динамики изменений, происходящих при различных заболеваниях и травмах, а также для оценки эффективности их лечения.

Акустический импеданс — величина комплексного сопротивления, вводимая для характеристики сопротивления каких-либо акустических систем распространению звуковых колебаний.

Учет акустического И. важен при изучении распространения звука, акустических свойств как физ. (трубы переменного сечения, рупоры, излучатели и приемники звука, их диффузоры, мембраны и т. д.), так и биол, систем (органы слуха, речи и т. д.), а также при создании аппаратов, корригирующих органы слуха и речи.

Акустический И., так же как и электрический, включает активную и реактивную составляющие. Активная составляющая связана с потерями энергии на излучение звука акустической системой и с потерями на трение. Реактивная составляющая (реактивное сопротивление) характеризует силы инерции и упругости, действующие в системе. В соответствии с этим реактивное сопротивление называют также инерционным или упругим сопротивлением.

В системе СИ акустический И. измеряют в ньютон-секундах на метр в пятой степени (Н-с/м 5 ), а в системе СГС — в динах-секундах на сантиметр в пятой степени (дин-сек/см 5 ). Последнюю единицу называют иногда акустическим омом.

Механический импеданс характеризует сопротивление среды распространению различных колебаний (звуковых, ультразвуковых и т. д.). Измерение величины механического И. используется в мед.-биол, исследованиях при изучении вибрации и ее действия на организм в производственных условиях.

Единицей измерения механического И. в системе СИ является ньютон-секунда на метр (Н-с/м). И. акустический (Za) и механический (Zm) связаны соотношением:

где S — площадь акустической системы.

Библиография: Биофизика, под ред. Б. Н. Тарусова и О. Р. Колье, М., 1968, библиогр.; С кучи к Е. Основы акустики, пер. с англ., т. 1—2, М., 1976.

Пассивные электрические свойства живых тканей по отношению к переменному току: Учебно-методическая разработка лабораторной работы по курсу «Медицинская и биологическая физика» , страница 2

2 — Биофизика Рубин А.Б. 1999. http://www.library.biophys.msu.ru/rubin/

Вопросы для самоподготовки

Общее сопротивление электрических цепей.

Дифференциальные уравнения гармонических колебаний.

Что понимают под импедансом биологической ткани?

Каковы составляющие импеданса в живых тканях?

Эквивалентные электрические схемы биологических тканей. Почему имеется несоответствие этих моделей оригиналу?

Как изменяется импеданс живых тканей при изменении частоты переменного тока?

Что понимают под дисперсией электропроводности живых тканей?

Что понимают под крутизной дисперсии?

Как можно оценить жизнеспособность биологических тканей по крутизне дисперсии?

Определение дисперсии электропроводности биологической ткани

Все живые ткани состоят из клеток, омываемых тканевой жидкостью. Цитоплазма клеток и тканевая жидкость представляют собой электролиты, разделенные плохо проводящей клеточной мембраной. Такая система обладает статической и поляризационной электроемкостью. Поляризационная емкость результат электрохимической поляризации, возникающей при прохождении постоянного электрического тока. Она зависит от силы тока и времени его протекания. По современным представлениям живые ткани не обладают индуктивностью, и сопротивление их имеют только активную и емкостную составляющие.

Электрические свойства живых тканей можно смоделировать следующими эквивалентными электрическими схемами: данная схема хорошо моделирует электрические свойства при высокочастотных токах, но при низких частотах не работает. данная схема достаточно хорошо моделируем свойства тканей при низких частотах тока, но не работает при высоких частотах .эта схема является наиболее удачной и дает хорошее соответствие с опытными данными как при низких так и при высоких частотах переменного тока.

При прохождении переменного тока через живые ткани наблюдается дисперсия электропроводности: полное сопротивление ткани уменьшается с увеличением частоты переменного тока и стремится к некоторому минимальному значению при высоких частотах. Дисперсия электропроводности присуща только живым тканям. По мере отмирания ткани крутизна кривой уменьшается. На рисунке приводится зависимость сопротивления участка живой ткани от частоты при отмирании:

Импеданс тканей организма определяется их физиологическим состоянием. Диагностический метод, основанный на регистрации изменения импеданса тканей в процессе сердечной деятельности называется реографией.

В настоящее время в связи с развитием трансплантационной хирургии и поиском методов определения качества консервированных тканей электропроводность используется как один из тестов для оценки жизнеспособности тканей и органов.

Часто вместо построения кривой дисперсии определяют так называемый коэффициент поляризации или крутизну дисперсии К:

где — импеданс при частоте 10 4 Гц, — импеданс при частоте 10 6 Гц.

При отмирании ткани К®1. В тканях с высоким уровнем метаболизма К достигает значения 9-10 (для теплокровных животных).

Другим проявлением реактивных свойств сопротивления живой ткани является наличие сдвига фаз между силой тока и напряжение. В цепи содержащей активное и емкостное сопротивление угол сдвига фаз лежит в интервале от 0о до 90о градусов. Для биологических объектов характерен большой сдвиг фаз, что говорит о значительной доле емкостного сопротивления в полном сопротивлении (импедансе) ткани, например, для кожи человека при частоте 1 кГц сдвиг фаз составляет 55о.

Пассивные электрические свойства живых тканей по отношению к переменному току

1. Изучить теоретический материал, связанный с электропроводностью тканей для переменного тока.

2. Ознакомиться с назначением и принципом действия звукового генератора, осциллографа, электродов и их применением в медико-биологических исследованиях.

3. Овладеть навыками измерения импеданса ткани в зависимости от частоты переменного тока.

4. Выявить характер изменения дисперсии электропроводности биоткани при ее повреждении.

5. Выяснить биофизический смысл изменения крутизны дисперсии для живой и поврежденной тканей.

АлтГТУ 419
АлтГУ 113
АмПГУ 296
АГТУ 267
БИТТУ 794
БГТУ «Военмех» 1191
БГМУ 172
БГТУ 603
БГУ 155
БГУИР 391
БелГУТ 4908
БГЭУ 963
БНТУ 1070
БТЭУ ПК 689
БрГУ 179
ВНТУ 120
ВГУЭС 426
ВлГУ 645
ВМедА 611
ВолгГТУ 235
ВНУ им. Даля 166
ВЗФЭИ 245
ВятГСХА 101
ВятГГУ 139
ВятГУ 559
ГГДСК 171
ГомГМК 501
ГГМУ 1966
ГГТУ им. Сухого 4467
ГГУ им. Скорины 1590
ГМА им. Макарова 299
ДГПУ 159
ДальГАУ 279
ДВГГУ 134
ДВГМУ 408
ДВГТУ 936
ДВГУПС 305
ДВФУ 949
ДонГТУ 498
ДИТМ МНТУ 109
ИвГМА 488
ИГХТУ 131
ИжГТУ 145
КемГППК 171
КемГУ 508
КГМТУ 270
КировАТ 147
КГКСЭП 407
КГТА им. Дегтярева 174
КнАГТУ 2910
КрасГАУ 345
КрасГМУ 629
КГПУ им. Астафьева 133
КГТУ (СФУ) 567
КГТЭИ (СФУ) 112
КПК №2 177
КубГТУ 138
КубГУ 109
КузГПА 182
КузГТУ 789
МГТУ им. Носова 369
МГЭУ им. Сахарова 232
МГЭК 249
МГПУ 165
МАИ 144
МАДИ 151
МГИУ 1179
МГОУ 121
МГСУ 331
МГУ 273
МГУКИ 101
МГУПИ 225
МГУПС (МИИТ) 637
МГУТУ 122
МТУСИ 179
ХАИ 656
ТПУ 455
НИУ МЭИ 640
НМСУ «Горный» 1701
ХПИ 1534
НТУУ «КПИ» 213
НУК им. Макарова 543
НВ 1001
НГАВТ 362
НГАУ 411
НГАСУ 817
НГМУ 665
НГПУ 214
НГТУ 4610
НГУ 1993
НГУЭУ 499
НИИ 201
ОмГТУ 302
ОмГУПС 230
СПбПК №4 115
ПГУПС 2489
ПГПУ им. Короленко 296
ПНТУ им. Кондратюка 120
РАНХиГС 190
РОАТ МИИТ 608
РТА 245
РГГМУ 117
РГПУ им. Герцена 123
РГППУ 142
РГСУ 162
«МАТИ» — РГТУ 121
РГУНиГ 260
РЭУ им. Плеханова 123
РГАТУ им. Соловьёва 219
РязГМУ 125
РГРТУ 666
СамГТУ 131
СПбГАСУ 315
ИНЖЭКОН 328
СПбГИПСР 136
СПбГЛТУ им. Кирова 227
СПбГМТУ 143
СПбГПМУ 146
СПбГПУ 1599
СПбГТИ (ТУ) 293
СПбГТУРП 236
СПбГУ 578
ГУАП 524
СПбГУНиПТ 291
СПбГУПТД 438
СПбГУСЭ 226
СПбГУТ 194
СПГУТД 151
СПбГУЭФ 145
СПбГЭТУ «ЛЭТИ» 379
ПИМаш 247
НИУ ИТМО 531
СГТУ им. Гагарина 114
СахГУ 278
СЗТУ 484
СибАГС 249
СибГАУ 462
СибГИУ 1654
СибГТУ 946
СГУПС 1473
СибГУТИ 2083
СибУПК 377
СФУ 2424
СНАУ 567
СумГУ 768
ТРТУ 149
ТОГУ 551
ТГЭУ 325
ТГУ (Томск) 276
ТГПУ 181
ТулГУ 553
УкрГАЖТ 234
УлГТУ 536
УИПКПРО 123
УрГПУ 195
УГТУ-УПИ 758
УГНТУ 570
УГТУ 134
ХГАЭП 138
ХГАФК 110
ХНАГХ 407
ХНУВД 512
ХНУ им. Каразина 305
ХНУРЭ 325
ХНЭУ 495
ЦПУ 157
ЧитГУ 220
ЮУрГУ 309

Читайте также: Ткани виды тканей сообщение по технологии

Полный список ВУЗов

Чтобы распечатать файл, скачайте его (в формате Word).

Импедансометрия

Сопротивление и импеданс. Параметры импеданса биологической ткани. Частотные зависимости импеданса биологических тканей, измерение импеданса. Основы биоимпедансного анализа состава тела, отдельных сегментов и органов. Методы оценки состава тела.

Отправить свою хорошую работу в базу знаний просто. Используйте форму, расположенную ниже

Студенты, аспиранты, молодые ученые, использующие базу знаний в своей учебе и работе, будут вам очень благодарны.

Размещено на http://www.allbest.ru/

1. Биоимпедас и его измерение

1.1 Сопротивление и импеданс

1.2 Параметры импеданса биологической ткани. Частотные зависимости импеданса биологических тканей

1.3 Измерение импеданса сегментов тела

2. Основы биоимпедансного анализа состава тела, отдельных сегментов и органов

2.2 Методы оценки состава тела

2.2.1 Интегральный одночастотный метод оценки состава тела

2.2.2 Интегральный многочастотный метод оценки состава тела

2.3 Клиническое приложение биоимпедансного метода анализа

Список используемой литературы

Первое упоминание об исследовании электрической проводимости биологических объектов принято относить к работам В. Томсона, датированным 1880г. Основополагающие результаты в этой области были получены в начале и середине XX века. К ним относятся установления типичных значений удельного сопротивления и диэлектрической проницаемости тканей, органов и жидких сред живого организма, а также выявление и частичное объяснение зависимости проводимости биологических жидкостей и клеточных суспензий от частоты зондирующего тока. С этим достижением связаны имена Г. Фрике, К. Коула, Х. Швана и других исследователей.

Основными проводниками электрического тока в организме являются ткани с высоким содержанием воды и растворёнными в ней электролитами. Важным свойством биологических тканей является зависимость их удельной проводимости и относительной диэлектрической проницаемости от частоты тока. А в этом смысле принято говорить, что указанные электрические свойства биологических тканей обладают дисперсией (Шван, Фостер, 1980). В работе представлен типичный график относительной диэлектрической проницаемости е тканей мышц как функция частоты f. Данные зависимости характеризуются наличием трёх различных механизмов релаксации (областей дисперсии), обозначаемых как б, в и г. С точки зрения биоимпедансного анализа наибольший интерес представляет область в-дисперсии, соответствующая частоте тока в интервале от 1 кГц до 1МГц, так как частоты ниже 0,4-0,5 кГц не используются из-за эффекта электростимуляции тканей, а при значениях выше 0,5-1,0 МГц значительно усложняется техника измерений.

Удельное сопротивление биологических тканей, определяемое для заданной частоты тока, может существенно изменяться под влиянием физиологических и патофизиологических факторов: почки и лёгкие изменяются электропроводность при различном крове- и воздухонаполнении, мышечной ткани — при различных степенях сокращения мышц, кровь и лимфа — при изменении концентрации белков и электролитов, очаги повреждения ( по сравнению с нормально тканью) — в результате отёков или ишемий различной природы, опухолей и других причин (Уэбб, 1991). Это позволяет использовать биоимпедансометрию для количественной оценки состояния органов и систем организма при различных заболеваниях, а так же для выявления изменений в тканях, вызываемых лекарственными, ортостатическими, физическими и другими нагрузками. [1]

Изменения состава тела человека происходят на протяжении всей жизни. Задача оценки нормальной изменчивости параметров импеданса и компонентов состава человека представляет большой интерес, так как отклонения от нормы могут быть связаны с функциональными нарушениями и развитием заболеваний. Биоимпедансный анализ является методом, природными для проведения массовых обследований. Биоимпедансный анализ даёт более широкую картину состава тела по сравнению с антропометрией.

Одной из важных областей применения биоимпедансного анализа является мониторинг состояния здоровья, оценка статуса питания и качества в целом для больших групп населения.

1. Биоимпеданс и его измерения

1.1 Сопротивление и импеданс

импеданс биологическая ткань тело

Понятие электрического сопротивления было введено в физику Георгом Омом, который в результате экспериментальных исследований открыл получивший его имя закон

где I — сила тока в проводнике, U -приложение к проводнику напряжение, R — сопротивление проводника, измеряемое в омах (Ом). Обратная сопротивлению величина

называется проводимостью и измеряется в сименсах (См).

Цепь на рис. 2.1, состоящая из последовательно соединённых сопротивления R и емкости C, на переменном токе характеризуется комплексным импедансом Z. [2]

Импедансом (Z) называют полное электрическое сопротивление тканей. Эта величина имеет две компоненты: активное ® и реактивное сопротивление (Х) [1] . Активное, или омическое, сопротивление характеризует способность тканей к тепловому рассеянию электрического тока. Оно связано с проводящей средой, в биологических тканях которой являются водные растворы электролитов во внеклеточном и внутриклеточном пространствах. Эта составляющая импеданса обуславливается преобразованием электрической энергии в тепло при протекании тока. Реактивное сопротивление характеризует смещение фазы тока относительно напряжения за счёт ёмкостных свойств клеточных мембран, способных накапливать электрический заряд на своей поверхности. Емкостная составляющая импеданса создаётся диэлектрическими перегородками между проводящими областями. В биообъектах такими перегородками являются мембраны клеток и клеточных органелл.

Рис. 1 Цепь из активного и реактивного элементов.

Импеданс выражается формулой

Где j — мнимая единица, определяемая равенством j 2 = -1. Абсолютная величина реактивного сопротивления Х_с равна

Где щ— круговая частота, измеряемая в рад/с (часто пишут с -1 ).

В случае переменного тока вместо R в знаменателе закона Ома (2.1) появляется модуль импеданса Z, а в качестве I и U используют действующие, то есть среднеквадратические, значения тока и напряжения.

1.2 Параметры импеданса биологической ткани. Частотные зависимости импеданса биологических тканей

Для описания импедансных свойств различных материалов используют удельные параметры, не зависящие от размеров и форм объектов. Удельное сопротивление с, измеряемое в Ом*м, характеризует проводящие свойства вещества. На постоянном токе сопротивление цилиндра длины L и площадью сечения S определяется равенством

называется удельной проводимостью и измеряется в Ом -1 * м -1 или См/м.

Удельным параметром, характеризующим емкостные свойства вещества, является диэлектрическая проницаемость е ,измеряемая в Ф/м.

Для характеристики одновременно и проводящих, и емкостных свойств вещества вводят комплексные удельное сопротивление и удельную проводимость, определяя их сл. Формулами:

Используют также комплексную диэлектрическую проницаемость:

Удельные сопротивления, проводимости и диэлектрические проницаемости биологических тканей существенно зависят от частоты переменного тока. На рис.2.2 показан типичный график относительной диэлектрической проницаемости е тканей мышц как функции частоты f. Частотные характеристики импеданса биологических тканей отличаются от характеристик простой модели на рис. 2. как показали исследования, проводившиеся ещё в 1920-1930-е годы, в модель надо ввести особый элемент, который создаёт фазовый сдвиг, не зависящий от частоты (Constant Phase Element CPE). Годограф цепи, содержащей СЗУ, является дугой окружности, центр которой смещён относительно горизонтальной оси координат (Cole, 1932). Такой вид годограф вполне соответствует экспериментальным данным.

Рис. 2. Относительная диэлектрическая проницаемость мышечной ткани в зависимости от частоты тока.

В 1940г. К. Коул предложил уравнения, описывающие частотные свойства импеданса биологических тканей (Cole, 1940). Эти уравнения соответствуют двум эквивалентным схемам. Первая из них показана на рис. 3. Сопротивление объекта на бесконечно большой частоте R_? соответствует параллельному соединению R_e и R_i на рис .2, а

где R₀— сопротивление объекта на нулевой частоте( соответствует R_e ). Уравнение Коула имеет вид:

где б— безразмерный параметр, T_Z — постоянная времени, определяющая характеристическую частоту цепи

постоянный фазовый сдвиг СРЕ равен бр/2. Импеданс СРЕ описывается соотношением

На рис. 4,в показан другой вариант эквивалентной схемы. Здесь

— проводимость объекта на нулевой частоте,

Уравнение Коула записывается для комплексной проводимости:

Импеданс в этом случае имеет вид:

Похожее по форме уравнение, известное как уравнение Коула-Коула, существует и для комплексной диэлектрической проницаемости (Cole, Cole, 1994):

Здесь е_? — диэлектрическая проницаемость на бесконечно большой частоте,

— диэлектрическая проницаемость на нулевой частоте.

Рис 3. Эквивалентные схемы модели Коула (а, в) и их годографы (б, г) при некоторых значениях сопротивлений.

Наличие СРЕ в эквивалентной схеме биологической ткани обусловлено рядом физических эффектов. Такими свойствами обладает двойной электрический слой, возникающий у поверхностей раздела проводящих сред с разными проводящими свойствами, в частности, у клеточных мембран. Значение параметра б связано с шириной распределения постоянных времени в системе, состоящей из большого числа частотно-зависимых компонентов (Grimnes, Martinsen, 2008). Это подтверждается, в частности, компьютерным анализом трёхмерных моделей клеток. Распределение постоянных времени релаксации при этом объясняется разбросом ориентации молекул [2] .

Важной характеристикой электрической проводимости тканей является отношение их ёмкостного и активного сопротивлений (рис. 4):

Величина ц в этом уравнении имеет название фазового угла, который характеризует сдвиг фазы переменного тока относительно напряжения. Полуокружность на рис.4 (график Коула — Коула) описывает теоретическую зависимость между активным и реактивным сопротивлением тканей при изменении частоты тока f от 0 до +? (Шван, Фостер,1980) [1] . Верхняя точка полуокружности соответствует максимальному значению реактивного сопротивления тканей и характеристической частоте тока. типичные значения Хс и R при измерении импеданса всего тела составляют 20-80 Ом и 200-800 Ом соответственно. Значения ц при частоте тока 50 кГц составляют в норме 7,6±1,0° у мужчин и 6,0±1,3° у женщин (пределы измерения от 3 до 10°) (Liedtke,1997). При увеличении частоты тока эта величина варьирует в более широких пределах. Понижение значения Х_С связывают с нарушением диэлектрических свойств клеточных мембран и увеличении доли разрушенных клеток в организме. Наоборот, повышенные значения ёмкостного сопротивления отражают более высокое значение ёмкостного сопротивления отражают более высокое функциональное состояние клеточных мембран и, следовательно, самих клеток. На основании этого полагают, что чем больше величина ц, тем лучше состояние организма. Повышенные значения Х_С отражают более высокое содержание активной клеточной массы и трактуются в спортивной медицине как свидетельство тренированности.

1.3 Измерение импеданса сегментов тела

Для измерения импеданса определённого сегмента тела токовые и измерительные электроды необходимо расположить подходящим образом. Рассмотрим упрощённую эквивалентную схему тела человека (рис 5). введём обозначения: E — голова, R — правая рука, L — левая рука,F — левая нога, N — правая нога, T — туловище. Измерение, при котором источник тока подключают к левой и правой рукам, а напряжение измеряют между левой рукой и правой ногой, сокращённо записывают как LR/LF. Измеряемое напряжение в данном случае пропорционально модулю импеданса Z_L , так как ток через Z_T и Z_F не протекает. Этот же импеданс можно определить при измерениях других комбинаций условных обозначений. Аналогично можно подобать варианты измерения импедансов других сегментов. Полисегментный биоимпедансный анализ основан на поочерёдном подключении генератора тока и измерителя напряжения к разным парам электродов с целью последовательного измерения импедансов всех сегментов тела.

В реальности разные варианты измерения импеданса одного и того же сегмента дают разные результаты. Это обуславливается тем, что тело человека и его сегменты — это трёхмерные объекты, и чтобы понять, импеданс какой части тела измеряется, необходимо анализировать протекание тока в этих объектах.

Рис 5. Электрическое поле при протекании тока вдоль (а) и поперёк (б) объекта

На рис. 5,а видно, что измеряемый импеданс равен импедансу объекта между измерительными электродами только при условии, что эти электроды расположены достаточно далеко от токовых электродов. При недостаточном удалении будет измеряться напряжение между сильно искривлёнными эквипотенциальными поверхностями, так что границы сегмента оказываются определёнными с большой погрешностью.

На рис. 5,б показано расположение электродов на противоположных сторонах объекта. При удалении измерительных электродов 3 и 4 от токовых электродов 1 и 2 измеряется сопротивление всё более глубоких областей. Наложив на поверхность тела большое количество электродов, и поочерёдно используя разные их пары в качестве токовых и измерительных электродов, можно получить информацию о сопротивлении участков тела, лежащих на разной глубине от поверхности, и в результате распределение удельного сопротивления по объёму.

Рассмотрим основные схемы измерений, применяемые при анализе состава тела (рис. 6). Исторически первой была схема А. Томассета (рис. 6,а), измерение по которой записывается как LN/LN. В измеряемую область входят рука, значительная часть туловища и нога, так что схема позволяет получить интегральную оценку состава тела. Наиболее широко применяемой является схема по рис. 6,б, реализующая измерение RN/RN ещё один вариант схемы для интегральной оценки — по М.И. Тищенко (1917) — показан на рис. 6,в. Эта схема обеспечивает лучший учёт импеданса туловища, чем предыдущие две, но требует вдвое больше электродов.

Рис. 6. Схемы измерений, используемые в известных методиках импедансного анализа: А. Томассета (а), стандартная (б), по М.И.Тищенко (в),в приборах фирм Оmron (г) и Taita (д), 8-электродная (е), 12-электродная (ж), 10-электродная (з)

Следующие две схемы применяются в приборах японских фирм Omron(рис. 6,г) и Tanita (рис. 6,д). Выполняемые в них измерения, соответственно, RL/RL и FN/FN позволяют оценить состав верхней и нижней частей тела. Эти оценки с применением эмпирических соотношений затем экстраполируются на всё тело.

В последние годы всё шире применяются полисегментные схемы измерений. Наиболее известная из них, 8-электродна схема, представленная на рис. 6,е. при расположении электродов на всех конечностях возможны разные наборы измерений, дающие импедансы всех сегментов.

Развитием 8-электродной схемы является 12-электродная схема (рис. 6,ж), в котором дополнительные потенциальные электроды накалываются на локти и колени, что даёт возможность измерять отдельно импедансы дистальных и проксимальных сегментов конечностей.

Схема на рис. 6,з создаётся возможность измерения импеданса шеи и головы. В схеме по рис .6,з также возможно применение дополнительных измерительных электродов в областях локтей и колен для раздельного измерения частей конечностей. Дополнительный измерительный электрод в области мечевидного отростка даёт возможность измерять импеданы верхней и нижней части туловища. Возможны и другие положения электродов.

2. Основы биоимпедансного анализа состава тела, отдельных сегментов и органов

Анализ состава тела биоимпеданстным методом основан на наличии объективных и устойчивых закономерностей, связывающих измеренные значения импеданса с параметрами состава тела. Эти закономерности вытекают как физические модели тела или его сегментов, так и из статистических зависимостей между антропометрическими, физическими и другими переменными, характеризующими человеческий организм.

Биоимпедансный анализ состава тела заключается в первую очередь в оценке количества жидкости в биообъекте, так как именно жидкая среда создаёт активную составляющую проводимости. Оценка объекта жидкости в организме по импедансу осуществляется с использованием физических и/или эмпирических моделей, описанных далее.

Электрический ток может протекать, огибая клетки и через клетки, как показано на рис 7,а. границы клеток образованы мембранами, которые по своим электрическим свойствам являются конденсаторами с зависящей от частоты переменного тока емкостью. Эквивалентная схема биообъекта (рис. 7,б) содержит сопротивление внеклеточной жидкости R_ВЖД, сопротивление клеточной жидкости R_КЖ и емкость мембран С_М. Чтобы определить объём внеклеточной жидкости (ВКЖ), необходимо измерять импеданс на постоянном токе, так как в этом случае клеточные мембраны остаются непроницаемыми, и внутриклеточная жидкость не влияет на результат измерения. Сопротивление R₀ на постоянном токе равно сопротивлению внеклеточной жидкости

С ростом частоты реактивное сопротивление емкости С_М уменьшается, и всё большая часть тока проникает внутрь клеток, так что в результате измерения всё больший вклад вносит внутриклеточная жидкость. На бесконечно большой частоте реактивное сопротивление емкости становится равным нулю, так что измеренное сопротивление R_? определяется параллельным соединением R_ВКЖ и R_КЖ.

Рис. 7. Прохождение электрического тока через биологические объект (а) и эквивалентная схема объекта (б)

По сопротивлению R_? определяют объём общей воды организма ОВО. ОВО представляет собой наибольший по массе компонент тела молекулярного уровня. В норме общая вода организма составляет около 55% массы тела у женщин и 60% у мужчин. Далее определяем значение безжировой (тощей) массы тела БМТ:

где ГМТ?0,737±0,036 — гидратация тощей массы.

Данное значение гидратации было получено для тела человека в целом, гидратация различных тканей меняется от 0,42 для скелета до 0,88 для мозга.

Далее находим по массе тела МТ и величине БМТ жировую массу тела ЖМТ:

Предполагая постоянство средней гидратации клеток в организме, можно связать величину КЖ с клеточной массой тела КМТ:

где ГКМ?0,7 — гидратация клеточной массы.

Рис. 8. распределение воды в жидкостных секторах организма:

ВОВ — общая вода организма, КЖ — клеточная жидкость, ВКЖ — внеклеточная жидкость, ИЖ — интерстициальная жидкость, КЖЭ — клеточная жидкость эритроцитов, ОЦК — объём циркулирующей крови, ОЦП — объём циркулирующей плазмы

Для расчёта параметров состава тела используют формулы с коэффициентами, значения которых определяются и уточняются путём сопоставления результатов биоимпедансного анализа с результатами оценки параметров состава тела эталонными методиками.

Для оценки ОВО и ВКЖ применяют методы разведения индикаторов. Величины безжировой и жировой массы определяют путём подводного взвешивания, а также с помощью рентгеновской денситометрии и магниторезонансной томографии. Последние два метода позволяют определять состав не только всего тела, но и отдельных сегментов.

Дальнейшим развитием биоимпедансного анализа состава тела являются сегментные метода, цель которых — определить состав отдельных элементов тела с уменьшением размеров исследуемых участков сегментный анализ переходит в локальный. [1]

2.2 Методы оценки состава тела

2.2.1 Интегральный одночастотный метод оценки состава тела

Среди эксплуатируемых в настоящее время биоимпедансных анализаторов одночастотные составляют свыше 90% и используется в медицине более 20 лет.

Этот метод даёт оценку состава всего тела. Электроды располагаются на запястье правой руки и щиколотке правой ноги, как показано на рис. 9

Рис. 9. Стандартное расположение электродов

Ток протекает через правую руку и правую ногу и захватывает значительную часть туловища (см. рис. 6,б). Измерение исполняется на одной частоте 50кГц, на которой ток лишь частично проникает в клетки, так что в получаемую оценку ОВО полный вклад вносит только ВКЖ, а вклад КЖ оказывается неполным.

Жировую массу тела находят по формуле

Также при помощи такого метода оценки состава тела можно получить и оценку объёма ВКЖ, метод позволяет определить фазовый угол.

Биоимпедансный анализ по интегральной одночастотной методике позволяет также получать оценку одной из важнейших характеристик метаболизма человека — величины основного обмена. Основной обмен характеризует минимальный расход энергии, необходимый для поддержания процессов жизнедеятельности организма в состоянии покоя, основной обмен выражается в килокалориях (ккал) или килоджоулях (кДж), выделяемых организмом в единицу времени. Значение основного обмена изменяется при недостаточном или избыточном питании, повышении и снижении физических нагрузок, при заболеваниях, сопровождающихся повышением температуры тела, и под действием других факторов.

Биоимпедансную оценку основного обмена вычисляют независимо от пола и возраста по формуле

Где АКМ — активная клеточная масса, определяемая биоимпедансным методом.

Рис. 10. Примерные величины сопротивления сегментов тела

Достоверность интегрального одночастотного метода основана на объективных закономерностях строения тела человека и свойств биологических тканей.

2.2.2 Интегральный многочастотный метод оценки состава тела

Интегральный многочастотный метод реализуется при такой же положении электродов (см. рис. 9), что и интегральный одночастотный метод, но измерения выполняются на нескольких частотах. Основная цель многочастотного метода — оценить содержание ОВО и ВКЖ в теле человека с большей достоверностью, чем это позволяет одночастотный метод.

На сегодняшний день нельзя указать частоты для измерения ОВО и ВЖК, которые можно было бы назвать общепринятыми. Для оценки ОВО необходимо, чтобы зондирующий ток свободно проникал внутрь клеток через мембраны. В то же время, с ростом частоты повышаются погрешности, создаваемые паразитными ёмкостями, увеличивается излучение электромагнитных волн в окружающее пространство, усложняя решение некоторых других технических задач.

Оценку объёма ВКЖ следует выполнять на возможно более низкой частоте, чтобы переменный ток не проникал внутрь клеток через ёмкостные сопротивления клеточных мембран и, следовательно, внутриклеточная жидкость не вносила бы вклада в общую проводимость. При дальнейшем понижении частоты быстро увеличиваются имедансны контактов электродов с кожей что затрудняет проведение измерений и приводит к увеличению погрешностей.

На стандартном отведении выполняют измерения активной и реактивной составляющей импеданса на большом числе частот в диапазоне от 5-500 кГц. Результаты измерений показаны квадратиками. Затем по этим результатам находят аппроксимацию модели Коула, описываемой формулой

Для этого определяют R_?,R₀, б, ф_Z. График годографа для модели Коула имеет вид полуокружности. Сопротивления R_? и R₀ соответствуют точкам пересечения аппроксимированного годографа с осью активного сопротивления R, так как на нулевой и бесконечно большой частотах реактивное сопротивление любой пассивной цепи равно нулю. Сопротивление R₀ используется в уравнении для оценки ВКЖ, а сопротивление R_? — в уравнении для оценки ОВО.

Сделать однозначный вывод о преимуществах вариантов измерений, затруднительно, т.к. для оценок разных параметров состава тела более приемлемыми считаются разные методы биоимпедансного анализа.

Рис. 11. Аппроксимация импедансного спектра по модели Колуа (число частот — 31).

2.3 Клиническое приложение биоимпедансного метода анализа

Биоимпедансный метод широко применяется в медицине в качестве диагностического метода и для мониторинга, позволяющего получать оперативную информацию о состоянии пациента и на её основе планировать инфузионную терапию, осуществлять подбор препаратов для лечения сердечно-сосудистых и других заболеваний и контролировать эффективность терапии.

Области применения биоимпедансного анализа:

1. Анализ и динамический контроль жировой, безжировой, и мышечной масса тела, общей воды организма, для оценки и прогноза развития метаболического синдрома, определения режима питания и оценки эффективности процедур коррекции фигуры, а так же для мониторинга состояния спортсменов.

2. Анализ и динамически контроль водных секторов организма — клеточного, внеклеточного и интерстиционной жидкостей, объёма циркулирующей крови и «сухого веса» при гемодиализе, инфузионно-трансфузионной терапии, при хирургических вмешательствах, связанных с большой потерей крови, при острых токсических отравлениях и т.д.

3. Оценка клеточного состояния обмена перед применением диуретических препаратов и контроль результатов их применения (например, при лечении гипертонии).

4. Оценка межрегионального перераспределения внеклеточной жидкости при физиотерапевтических воздействиях и в ходе нагрузочных проб (ортостатических, дыхательных и др).

5. Мониторинг процессов восстановления при травмах, ранениях и лечении заболеваний, связанных с отёками конечностей (например, при краш-синдроме).

6. Анализ внутричерепной гидратации.

7. Маммологический скрининг на наличие отёков и новообразований.

8. Оценка жизнеспособности тканей при трансплантации.

9. Оценка состояния водного обмена при акклиматизации в горном и сухом жарком климате.

10. Контроль состояния кожи. Слизистых и неглубоких залегающих тканей на наличие отёков, новообразований и поражений химическими реагентами. [2]

Биоимпедансная оценка ожирения и массы тела даёт возможность объективной количественной оценки содержания в организме жировой ткани. Это позволяет избежать ошибочной диагностики избыточной массы тела и ожирения у индивидов с повышенной безжировой массой. В то же время, метод позволяет выявить избыточное количество жировой ткани у пациентов с нормальным индексом массы тела. Ввиду неинвазивности. Быстроты обследования и широты спектра получаемых параметров состава тела БИА является методом выбора для комплексной диагностики и оценки эффективности лечения больных ожирением.

В задачах интенсивной терапии в наиболее полной мере востребованы все основные возможности биоимпедансного анализа состава тела. Оценка эффективности инфузионно-трансфузионной терапии предусматривает мониторирование величин общей, клеточной и внеклеточной гидратации, объёма циркулирующей крови, соотношение между объёмами КЖ и ВКЖ. Биоимпедансный анализ может применяться не только для построения интегральных, но и локальных оценок гидратации. Отёки нижних конечностей после кардиохирургических вмешательств являются предикторами повышенной летальности и требуют незамедлительных реанимационных мероприятий. Кроме того, БИА используется при мониторировании отёков мозга, лёгких, при перитоните и синдроме длительного сдавления. Восстановительные мероприятия после болезней и хирургических вмешательств требуют оценки величин жировой и безжировой массы, клеточной массы тела и других компонентов состава тела с целью дифференцированного подбора нутритивной поддержки.

Особое значение имеет информация о гидратации, распределении жидкости в водных пространствах и гемодинамике в сердечно-сосудистый хирургии, где пациенты имеют заведомо сниженные компенсаторные возможности.

Нередко стандартное назначение инфузионной терапии без учёта особенностей характера операции, её обеспечения и связанных с ними осложнений, приводит к усугублению симптоматики, вплоть до формирования полиорганной недостаточности. Распространённой ошибкой является мнение, утверждающее, что понижение центрального венозного давления (ЦВД), темпа диуреща и ухудшение показателей газообмена обязательно являются симптомами гиповолемии и требуют продолжения инфузионной нагрузки. У больных, перенёсших операции на сердце, в большинстве случаев это свидетельствует об истощении функциональных резервов оперированного сердца у гипергидратированного пациента и развитии интерстициального отёка — лёгких, почек, головного мозга и органов брюшной полости. Активное продолжение инфузионной терапии, в таком случае приводит к критическому увеличению объёма интерстициального сектора, дальнейшему ухудшению газообмена, отёку лёгких, повышению ЦВД, снижению сердечного выброса (СВ) и острой почечной недостаточности (ОПН). Тщательная и своевременная оценка водного баланса организма у больных с СН в послеоперационном периоде позволила разработать эффективную инфузионную терапию и снизить количество осложнений, в том числе — прогрессирование сердечной недостаточности.

Акустическая импедансометрия представляет собой объективную методику, позволяющую изучить статические и динамические характеристики звукопроводящей и, частично, звуковоспринимающей системе органов слуха. В основе метода лежит ренистрация количественных и качественных изменений, происходящих с эталонным (т.н. зондирующим) тоном при его подаче в геометрически обтурированный наружный слуховой проход. [4] Современный импедансный акустический метод позволяет определить: давление а барабанной полости( внутрибарабанное давление — ВБД);функциональное состояние слуховых труб; целостность и степень подвижности барабанной перепонки( перфорации, рубцы, гипермобильность); целостность и степень подвижности цепи слуховых косточек (разрыв цепи слуховых косточек, фиксация стремени, рубцы); наличие паталогического отделяемого в барабанной полости; наличие перилимфатической фистулы; состояние звуковоспринимающих структур внутреннего уха, слухового и лицевого нервов, центральных слуховых путей. [5]

Нарушения ортостатической устойчивости широко распространены при гипертоницеской болезни, варикозной болезни вен нижних конечностей, первичных нейропатиях, вторичной вегетативной недостаточности при сахарном диабете, амилоидозе, алкоголизме, у пациентов, длительно соблюдавших постельный режим, принимающих нипотенизированные препараты и антидепрессанты. БИА в режиме мониторинга позволяет оценивать не только измерения кровенаполнения регионов тела во время ортопробы, но и степень и характер соответствующих нарушений, предположить причины этих нарушений.

Билимпедансный анализ состава человека основан на существенных различиях удельной электропроводности жировой ткани и тощей массы тела, которые оказались примерно в 25 раз больше соотвотствующих различий плотности. Приемлемая точность оборудования, сравнительно невысокая стоимость оборудования и обследования. комфортность процедуры измерений для пациента и удобство автоматическо обработки данных сделали биоимпедансометрию одним из наиболее популярных методов определения состав тела. Преимущество заключается в возможности одновременной оценки таких клинически значимых параметров, как активная клеточная масса и основной обмен, а также изучение не только интегральных, но и локальных параметров состава тела вплоть до разрешения, характерного для компьютерной томографии. К недостаткам метода относится отсутствие единой стандартизации оборудования и способов измерений, что затрудняет сопоставление и анализ получаемых результатов. [2]

Список используемой литературы

1. Биоимпедансный анализ состава тела человека [Текст]/ Д.В. Николаев [и др.]. — М.: «Наука»,2009

2. Мартиросов, Э.Г. Технологии и методы определения состава тела человека [Текст]/ Э.Г. Мартиросов, Д.В. Николаев, С.Г. Руднев. — М.:»Наука»,2006

Свежие записи
- Балкон в многоквартирном доме: является ли он общедомовым имуществом?
- Штраф за остекление балкона в 2022: что это и как избежать наказания
- Штраф за мусор с балкона: сколько заплатить за выбрасывание окурков
- Оформление балконного окна: выбираем шторы из органзы
- Как выбрать идеальные шторы для маленькой кухни с балконом