Диссертация (Биотехническая система контроля венепункции на основе измерений электрического импеданса), страница 4

Причем подвижность ионов в биологическихжидкостях примерно такая же, как и в растворах соответствующих солей,приготовленных на дистиллированной воде [31-40].Электропроводность биологических тканей зависит от частоты ЭМП. Помере увеличения частоты ЭМП увеличивается электропроводность. Данноеявление называется дисперсия электропроводности биологических тканей.Дисперсия электропроводности присуща всем неоднородным средам, а нетолько биологическим. Она наблюдается в том диапазоне частот ЭМП, которыесоответствуют характеристическим частотам заряженных частиц, входящих всостав той или иной среды. Дисперсия электропроводности – специфическоесвойство не только биологических систем, но и других неоднородных сред.25Характерная особенность живых тканей состоит в том, что у нихзависимость удельной электропроводности от частоты гораздо отчётливее, какпоказано на Рисунке 1.7, чем у сред с менее сложной организацией, иобнаруживается в широком частотном диапазоне.

Это обусловлено сложной,мембранной, структурой тканей и большим разнообразием релаксационныхспособностей их заряженных частиц. Причём такое разнообразие связано как сразличиями в размерах, так и с влиянием на их подвижность биологическихмембран.Рисунок 1.7. Влияние ЭМП с низкой и высокой частотой на биологическиемембраныЭлектроимпедансный метод контроля качества венепункции применяетсяв основном западными учеными в работах связанных с определением типаткани.

В работах представлены прототипы устройств, работающих на основеэлектроимпедансной спектроскопии.В работах [41,42], электрический импеданс измеряется между двумяэлектродами. В качестве пары электродов используется коаксиальная полаяигла. Внутренняя поверхность иглы является проводником для измерениясигнала, а внешняя поверхность – потенциалом заземления. Между внутреннейи внешней поверхностью в качестве диэлектрика расположен слой тефлона, как26показано на Рисунке 1.8. При введении иглы-электрода в биологическую ткань,ток протекает от внутренней поверхности к внешней поверхности.Рисунок 1.8.

Коаксиальная полая иглаа – внешняя поверхность иглы; б – внутренняя поверхность иглы; в – слойтефлонаОсобенностьюданнойработыявлялось,исследованиесвойствкоаксиальной иглы. Коаксиальная игла обеспечивает минимальное количествоэлектродов, что способствует проведению венепункции с точки зрениямедицинского персонала, поскольку кроме иглы-электрода, другие электродыотсутствуют. Использование коаксиальной иглы позволяет классифицироватьбиологическиетканивблизикончикаиглы-электрода.Регистрацияэлектрического импеданса проводилась в частотном диапазоне от 5 кГц до 1МГц. Однако измерения на образцах мышечной ткани, жировой ткани и крови,проводились на частоте 100 кГц.Вработах[43-51]проводилисьисследованиянаправленныенаклассификацию типа биологической ткани с применением двух и болееэлектродов.Болееприменениембиологическойдвухдетальнобылаэлектродов.ткани,другойрассмотренаОдинявлялсяэлектроднаярасполагалсянасхемасповерхностииглой-электродом.Причем,токопроводящая поверхность игольчатого электрода составляла несколькомиллиметров и располагалась возле среза иглы, как показано на Рисунке 1.9.27Остальнаячастьэлектрическогоиглы-электродаимпедансаибылафазовойдиэлектриком.характеристикидляИзмеренияобразцовбиологической ткани проводились в частотном диапазоне от 10 Гц до 1 МГц.Основной особенность данной работы являлось использование изолированнойиглы-электрода.Рисунок 1.9.

Игла-электрод с проводящим окончаниемБыли проведены работы [51], в которых регистрация электрическогоимпедансасопровождаласьналичиемэлектроднойсистемысдвумяэлектродами. Поверхностный электрод и игольчатый электрод. Игольчатыйэлектрод состоял из полностью проводящего материала. Для повышениякачества идентификации прокола стенки сосуда, в иглу был интегрировандатчик нагрузки, как показано на Рисунке 1.10. Тестирования проводились налабораторных животных.Рисунок 1.10. Игла-электрод с интегрированным датчиком нагрузки28Из анализ воздействия ЭМП на биологические ткани выявленапринципиальная зависимость проводимости биологических тканей от частотытока.Проведенный анализ известных прототипов для контроля качествапункции сосудов показал, что использования представленных систем возможнотолькосиспользованиемспециальныхигл-электродов.Разработкаспециальных игл значительно увеличит стоимость изделия, посколькупроцедура пунктирования поверхностных вен в мире проводится ежегодносвыше500миллионовраз.Накаждуюпроцедурутребуетсяноваяинъекционная игла, для обеспечения выполнения правил асептики.1.3.Основные принципы построения биотехнической системы дляконтроля пункции и инъекции венозных сосудовФизическая сущность метода электроимпедансного контроля качествавенепункции заключается в том, что на поверхность исследуемого БОустанавливаетсяэлектроднаясистема.Причемодинизэлектродовинъекционная игла.

Между электродами пропускается переменный токизвестной величины и измеряется разность потенциалов. В качестве БОрассмотренаобластьпредплечья,посколькуявляетсянаиболеераспространенной областью для венепункции. Область предплечья состоит изкомплекса биологических тканей, таких как: мышечная ткань, нервная,жировая, соединительная, слой кожи, сосуды артериального и венозного типа.Биологическиетканиобладаютразличнымиэлектрофизическимисвойствами, причем в известном частотном диапазоне.

Например, разнымудельным сопротивлением, как показано на Рисунке 1.11.Регистрируяэлектрофизическиепараметрыбиологическихтканей,появляется возможность дифференцировать их. На этом принципе построеныэлектроимпедансные методы контроля качества венепункции.29Рисунок 1.11.

Удельное электрическое сопротивление биологических тканей1 – кровь; 2 – мышечная ткань; 3 – подкожно-жировой слой; 4 – стенкакровеносного сосуда; 5 – соединительная ткань; 6 – нервная тканьИсходя из особенностей известных прототипов, в работе предложеноиспользовать в качестве иглы-электрода неизолированную иглу. В дальнейшемнеизолированная игла позволит проводить контроль пункции с обычнойинъекционной иглой.Как показано на Рисунке 1.11 удельное электрическое сопротивлениевенозной крови в разы ниже, чем у окружающих тканей, поэтому имеетсяпринципиальнаявозможностьопределитьмоментпроникновениянеизолированной иглы-электрода в кровь, поскольку при этом измеряемыйимпедансиглы(Рисунок 1.12).относительнореферентногоэлектродауменьшается30Рисунок 1.12.

Измеряемый импеданс в момент прокола стенки сосудаДля разработки и исследования системы контроля качества венепункцииснеизолированнойиглой-электродомируководствуясьосновнымипринципами синтеза биотехнических систем (БТС), а именно достижениецелевой функции и биоадекватности [52], была разработана блок-схема БТСдля контроля качества венепункции на основе измерения и анализаэлектрического импеданса иглы-электрода (Рисунок 1.13).Рисунок 1.13.

Блок-схема БТС контроля качества венепункции31БТС классифицируется, как диагностическая система, основанная нафизических методах исследования, электрическая импедансометрия.БТС включает:-БО (предплечье, с установленной системой электродов);-измерительныйпреобразовательэлектрическогоимпеданса,включающий блок генерации зондирующего тока, блок фильтрации, пиковыйдетектор и блок обработки сигналов;-программно-алгоритмическое обеспечение, по результатам работыкоторого формируется сигнал о первом проколе кровеносного сосуда.Для обеспечения биоадекватности со стороны БТС важнейшим вопросомявляется выбор частоты зондирующего тока. Анализ зависимости удельногоэлектрического сопротивления биологической ткани от частоты (Рисунок 1.14)показывает, что различие между кровью и мышечной тканью возрастает помере уменьшения частоты [53].Рисунок 1.14. Зависимость электрического удельного сопротивления отчастоты зондирующего тока для различных типов биологических тканейОднако измерения на частотах ниже 70-100 кГц не представляетсявозможным, поскольку возрастает риск возбуждения нейромышечных тканей.Отсюда был сделан вывод, что наиболее адекватный частотный диапазонявляется80–100кГц.Учитываяотечественныйопытсоздания32электроимпедансныхсистемдлядиагностикисердечно-сосудистыхзаболеваний, а так же из соображений снижения риска травмированиянейромышечныхструктур,былсделанвыводоцелесообразностииспользования частоты равной 100 кГц.В дальнейшем все измерения проводились на частоте 100 кГц сиспользованием системы «РеоКардиоМонитор» разработанной на факультетебиомедицинская техника в МГТУ им.

Н.Э. Баумана.Однако предварительный анализ показывает, что для разработкиподобной технологии контроля качества венепункции необходимо решать ряднаучно-технических задач связанных в первую очередь с:- обоснованием схемы и метода измерения импеданса иглой-электродом.- анализом процессов и параметров, влияющих на величину и временныехарактеристики импеданса иглы-электрода движущейся в тканях конечности.- разработкой и исследованием эффективности метода идентификациипервого прокола иглой стенки кровеносного сосуда.1.4.1.Выводы к главе 1Из анализа анатомических особенностей строения сердечно-сосудистой системы и проведенного анализа методов МИХ сделан вывод о том,что наиболее востребованными для клинических манипуляций сосудамиявляются периферические поверхностные венозные сосуды.2.Для проведения контроля качества венепункции в современноймедицинскойпрактикеширокоприменяютсятакиеметодыкак:ультразвуковые, оптические, тактильные и электроимпедансные методы.3.На сегодняшний день из перечисленных методов наиболееперспективным является электроимпедансный метод контроля качествавенепункции.

Поскольку для применения данной методики не требуетсядорогостоящей аппаратуры и дополнительного обучения медицинскогоперсонала.334.Для повышения востребованности электроимпедансного методаконтроля качества венепункции необходимо дополнительное исследованиеэлектродных систем, а именно использование инъекционной иглы в качествеигольчатого электрода.5.В качестве частоты зондирующего тока выбрана частота 100 кГц,поскольку является биоадекватной и при использовании данной частотыразница между электрофизическими параметрами мягкой ткани и кровинаибольшая.34ГЛАВА 2.