Кондуктометрическое электродное устройство для определения удельного сопротивления ткани прямой кишки

Полезная модель относится к области медицины и медицинской техники, решает задачу измерения падения напряжения в ткани прямой кишки с последующим вычислением сопротивления биологической ткани и может быть использовано в медицинских исследованиях при разработке способов диагностики патологических изменений прямой кишки. Рабочая часть кондуктометрического электродного устройства для определения сопротивления ткани прямой кишки включает корпус, соединительные проводники, электрический разъем для подключения к измерительной схеме и четыре электрода, два из которых являются токовыми, а два других, расположенных между токовыми электродами, предназначены для измерения падения напряжения, причем корпус имеет форму цилиндра, передняя и задняя часть которого закруглены, электроды частично утоплены в углублениях корпуса. Технический результат, достигаемый при использовании устройства - возможность исследования сопротивления тканей прямой кишки с исключением травматичности ткани при таком исследовании.

Полезная модель относится к области медицины и медицинской техники и решает задачу измерения падения напряжения в ткани прямой кишки с последующим вычислением удельного сопротивления биологической ткани. Разработанное устройство исключает травматизацию тканей и может быть использовано в медицинских исследованиях при разработке способов диагностики патологических изменений прямой кишки.

Известно кондуктометрическое электродное устройство для проведения измерений удельного сопротивления на органах и тканях живого функционирующего организма, представленное в работах Мажбича Б.И. [Мажбич Б.И. Электроплетизмография легких. - Новосибирск: Наука, 1969. - 184 с.]; [Мажбич Б.И. Теоретические основы трансбронхиальной регионарной электроплетизмографии легких. - Новосибирск: Наука, Сиб. отд-ние, 1986.-С.5-20].

Известное кондуктометрическое устройство содержит два сферических электрода радиуса r, расположенных друг от друга на расстоянии d. Измерения осуществлялись биполярным способом, с помощью указанных электродов. То есть по существу эти электроды в легочной ткани работали как токовый диполь, создавая в ткани зондирующий измерительный ток. Легочная ткань рассматривалась как бесконечное пространство. Для практического выполнения этого физического условия необходимо, чтобы размеры сферических электродов и межэлектродное расстояние были значительно меньше размеров легочной ткани. В этом случае сферические электроды можно представить как токовый диполь, электрическое поле которого, как известно, уменьшается обратно пропорционально квадрату расстояния. Это приводит к быстрому затуханию электрического поля и практически к исключению краевых эффектов, связанных с ограниченными размерами легочной ткани. Тогда связь между экспериментально измеренной величиной R и удельным сопротивлением ткани может быть выражена формулой

;

где к - радиус сферического электрода;

d - расстояние между центрами электродов;

- удельное сопротивление ткани;

k - коэффициент пропорциональности, связывающий сопротивление R с величиной удельного сопротивления ткани .

Однако на практике автор использовал цилиндрические электроды. Для этого случая решение уравнения Лапласа достаточно сложно. Поэтому коэффициент пропорциональности, связывающий измеренное сопротивление R с величиной удельного сопротивления ткани для случая цилиндрических электродов, был определен экспериментально. Это достигается путем калибровки датчика в водном растворе солей хлористого калия с известным удельным сопротивлением. В известном разработанном электродном устройстве расстояние между электродами и размерами электродов подобрано таким образом, что k=1.

Недостатком известного электродного устройства с использованием двух сферических или двух цилиндрических электродов является низкая точность измерений, связанная с особенностями работы двухэлектродной схемы. Эта особенность заключается в использовании одних и тех же электродов для создания тока через исследуемую биологическую ткань и для измерения падения напряжения в ткани. В результате измеренное падение напряжение на ткани включает в себя три составляющих. 1) Это падение напряжения на первом поляризованном электроде (на границе раздела металлический электрод - биологическая ткань). 2) Падение напряжения непосредственно в самой исследуемой биологической ткани. 3) Падение напряжения на втором поляризованном электроде. Так как эти перечисленные три участка соединены последовательно, и в устройстве аналоге их разделить невозможно, то измеряемое падение напряжения на электродах неизбежно включает в себя падение напряжения на приэлектродной области двух поляризованных электродов. Это является главным источником значительных неконтролируемых погрешностей.

Известно кондуктометрическое устройство, основанное на использовании измерительной камеры правильной прямоугольной формы [Андреев B.C. Кондуктометрические методы и приборы в биологии и медицине. - М.: Медицина, 1973. - 335 с]. В общем случае двухэлектродное кондуктометрическое устройство представляет собой прямоугольную камеру, изготовленную из изоляционного материала объемом около 1 мл с двумя металлическими электродами. Для проведения исследований в камеру помещают исследуемую биологическую ткань или жидкость. Через электроды пропускают переменный ток определенной силы и частоты и на этих же электродах измеряют падение напряжения на ткани. По измеренной величине тока и напряжения рассчитывают сопротивление биологической ткани: . Затем с учетом геометрических размеров камеры определяют удельное сопротивление ткани:

где R - сопротивление ткани;

S - поперечное сечение ячейки;

L - длина ячейки;

- удельное сопротивление ткани.

Основным недостатком двухэлектродной схемы измерений является использование одних и тех же электродов для измерения напряжения и для создания тока в исследуемой ткани. Это приводит к тому, что результаты измерений удельного импеданса определяются не только омическим падением напряжения в объеме биологической ткани, но и падением напряжения в приэлектродном слое, обусловленным поляризацией электродов. Это значительно снижает точность измерения удельного импеданса ткани в двухэлектродной камере, особенно на низких частотах.

Четырех электродные кондуктометрические ячейки дают более точные результаты измерения удельной электропроводности [Андреев B.C. Кондуктометрические методы и приборы в биологии и медицине. - М.: Медицина, 1973. - 335 с.; Устройство для измерения электропроводности биологических тканей и жидкостей. А.с. 1116373, СССР, G01N 27/02, Заявл. 3640310/18-25 от 05.07.84. Р.Ш.Ибрагимов. Опубл.30.09.84. Бюл. 36].

Особенность четырех электродного кондуктометрического устройства заключается в том, что функции токовых и потенциальных электродов разделены. Это позволяет исключить влияние поляризованной области токовых электродов на результаты измерений.

Основным недостатком измерения удельного сопротивления биологических тканей в четырех электродных кондуктометрических камерах правильной геометрической формы является невозможность, исследования биологических тканей и органов в живом функционирующем организме, так как для проведения измерений необходимо извлечение специального образца ткани, что связано с травмой и не всегда возможно в условиях клиники. Это обстоятельство резко огранивает возможности использования точных кондуктометрических методов в медицине. Поэтому кондуктометрические методы в медицине в основном используются для исследования жидких сред организма (кровь, плазма, ликвор).

Известен «Способ определения биологической зрелости шейки матки» авторы Ефремов А.В., Ибрагимов P.P. (РФ2178265)(ближайший аналог). В известном способе проводят измерение сопротивления шейки матки на переменном токе, при этом измеряют активную составляющую удельного импеданса шейки матки по четырех электродной схеме. В способе используют четырех электродный зонд, который состоит из полированной трубки, из нержавеющей стали, на одном конце которой закреплен фторопластовый наконечник с четырьмя электродами полусферической формы, а на другом конце находится ручка и электрический разъем для подключения к измерительному прибору. Крайние электроды служат для подведения зондирующего тока, а на средних электродах измеряют падение напряжения между этими электродами.

Данное устройство не пригодно для измерения удельной электропроводности тканей прямой кишки, из-за расположения электродов в торцевой части устройства. Кроме того, торцевые части устройства не приспособлены для введения в прямую кишку и выведения из нее, так как они не имеют обтекаемой формы.

Раскрытие полезной модели

Предлагаемое кондуктометрическое электродное устройство для определения удельного сопротивления (импеданса) тканей прямой кишки содержит фторопластовый цилиндрический корпус, передняя и задняя часть которого закруглены, четыре кольцевых электрода из нержавеющей стали, которые закреплены на определенных расстояниях на фторопластовом цилиндрическом корпусе. Два крайних электрода служат для создания зондирующего тока через ткани, а на средних электродах измеряют падение напряжения. Электроды выполнены из проволоки диаметром 1 мм. Кольцевые электроды закреплены в выточках фторопластового корпуса на глубине 0,5 мм, то есть, утоплены до середины диаметра проволоки. Кондуктометрическое электродное устройство снабжено трубкой-удлинителем из нержавеющей стали с фторопластовой рукояткой, соединительными проводниками и электрическим разъемом для подключения к измерительной схеме.

Предлагаемое устройство представлено на фиг.1, 2, 3.

Фиг.1. Общий вид кондуктометрического электродного устройства.

1 - фторопластовый корпус рабочей части;

2 и 5 - кольцевые токовые электроды;

3 и 4 - кольцевые потенциальные электроды;

6 - трубка удлинитель;

7 - фторопластовая рукоятка;

8 - электрический разъем

Фиг.2. Чертеж рабочей части кондуктометрического электродного устройства в разрезе.

L₁ =2,5 мм. - расстояние между токовым и потенциальным

электродом;

L₂=4,3 мм. - расстояние между потенциальными электродами;

L₃ =2,5 мм. - расстояние между потенциальным и токовым электродом;

9 - внутренние соединительные проводники.

Фиг.3. Схема распределения силовых линий плотности тока и эквипотенциальных линий в окрестности кондуктометрического электродного устройства.

Устройство содержит (см. фиг.1,2) фторопластовый цилиндрический корпус рабочей части 1, передняя часть которого выполнена в виде конуса с закругленной вершиной, задняя часть также скруглена для исключения травмы при вводе и выводе устройства из прямой кишки. На корпусе 1 закреплены кольцевые токовые электроды 2 и 5, между которыми находятся кольцевые потенциальные электроды 3 и 4. Электроды изготовлены из нержавеющей стальной проволоки диаметром 1 мм. Кольцевые электроды закреплены в выточках фторопластового корпуса на глубине 0,5 мм, то есть утоплены до середины диаметра проволоки (см. фиг.2). Устройство также содержит полированную трубку-удлинитель из нержавеющей стали 6, фторопластовую рукоятку 7, электрический разъем 8 для подключения электродного устройства к измерительной схеме (см. фиг.1).

Кондуктометрическое электродное устройство работает следующим образом. Электродное устройство вводят в прямую кишку с таким расчетом, чтобы электроды располагались на исследуемом участке кишки. Через крайние токовые электроды создают рабочий зондирующий ток величиной I=10 ^-4 А с помощью генератора синусоидальных напряжений типа Г3-112. Величину тока измеряют и контролируют микроамперметром. Под воздействием зондирующего тока в исследуемой биологической ткани (тканях кишки) возникает электрическое поле с характерным для токового диполя распределением силовых и эквипотенциальных линий (см. фиг.3).

К средним потенциальным электродам подключают милливольтметр переменного напряжения, например, типа В3-33. При этом милливольтметр измеряет разность потенциалов U=1-2, которая создается между потенциальными электродами 3 и 4. По измеренной величине тока через электроды 2 и 5 и падению напряжения между потенциальными электродами 3 и 4 рассчитывают импеданс тканей на исследуемом участке кишки по формуле: ; [Ом]. Измеренную величину импеданса ткани кишки необходимо представить в удельных величинах.

При измерениях в кондуктометрической камере прямоугольной формы (см. описание аналога 2 данной заявки) аналитическая связь между измеренной величиной сопротивления и удельным сопротивлением легко находится по известной формуле (2):

; или =R·k; где ; [м].

Где: R -измеренное сопротивление физраствора;

S - поперечное сечение камеры;

L - длина камеры;

- удельное сопротивление физиологического раствора.

Для разработанного кондуктометрического электродного устройства с аксиальным расположением четырех кольцевых электродов найти аналитическую связь между измеренной величиной импеданса и удельным импедансом исследуемой ткани сложной геометрической формы путем решения уравнения Лапласа не представляется возможным. Поэтому коэффициент k, связывающий измеренную величину сопротивления с удельным сопротивлением исследуемой ткани, можно найти экспериментально путем моделирования электрических полей в физиологическом растворе с известной величиной удельного сопротивления. Калибровка электродного устройства с использованием физиологического раствора

1. Измерения удельного сопротивления физиологического раствора проведены с использованием кондуктометрической ячейки с высокой точностью измерения [Устройство для измерения электропроводности биологических тканей и жидкостей. А.с. 1116373, СССР, G01N 27/02, Заявл. 3640310/18-25 от 05.07.84. Р.Ш.Ибрагимов. Опубл.30.09.84. Бюл. 36] и стандартных электроизмерительных приборов: генератора Г3-112; и милливольтметра В3-33. Параметры переменного тока: частота 1000 Гц; величина измерительного тока 10^-4 А; измеренное падение напряжения между потенциальными электродами 20 мВ.

Размеры измерительной камеры:

L=50 мм - расстояние между потенциальными электродами;

b=10 мм - ширина камеры;

d=15 мм - глубина камеры;

Определяем сопротивление физиологического раствора в кондуктометрической камере:

;

Определяем удельное сопротивление физиологического раствора с учетом размеров кондуктометрической ячейки:

Где: ;[м] [м].

Где: - удельное сопротивление физиологического раствора;

R - сопротивление физиологического раствора в кондуктометрической камере;

L - расстояние между потенциальными электродами;

S - поперечное сечение камеры.

Итак, удельное сопротивление физиологического раствора равно:

=R·k=2·10²·3·10^-3 =0,6 [Ом·м];

2. Определение коэффициента k для разработанного электродного устройства. Заливаем физиологический раствор с известным измеренным удельным сопротивлением =0,6 Ом-м в стакан емкостью 200-250 мл, и диаметром не менее 60 мм. В этом случае заведомо точно будет выполнено условие, что размеры исследуемой среды значительно больше размеров межэлектродных расстояний электродного устройства. То есть исследуемую среду можно представить как бесконечное пространство и силовые линии электрического поля электродного устройства не будут достигать границ этого «бесконечного пространства». Погружаем рабочую часть кондуктометрического электродного устройства в стакан с физиологическим раствором и устанавливаем его в центральной части стакана. Измеряем сопротивление физиологического раствора с помощью разработанного кондуктометрического электродного устройства. Используем вышеперечисленные измерительные приборы и параметры зондирующего тока: =1000 Гц; I=10^-4 А. Измеренная величина падения напряжения на потенциальных электродах разработанного кондуктометрического электродного устройства U=0,85 мВ.

Определяем сопротивление физиологического раствора при использовании разработанного электродного устройства. Оно будет равно:

; [Ом]

Определим коэффициент k, связывающий удельное сопротивление физиологического раствора с измеренной величиной сопротивления для разработанного кондуктометрического устройства.

Так как =R·k; то ; [м].

Итак, для разработанного электродного устройства k=0,0705 [м].

Определение глубины измерения удельного сопротивления разработанным кондуктометрическим электродным устройством.

(Проверка глубины проникновения зондирующего тока)

Разработанное кондуктометрическое электродное устройство предназначено для исследования удельного сопротивления тканей прямой кишки с диагностическими целями. Крайние кольцевые электроды служат для создания зондирующего тока в окружающих электродное устройство тканях. По существу эти два электрода представляют собой токовый диполь, у которого плотность силовых линий зондирующего тока и потенциалы уменьшаются обратно пропорционально квадрату расстояния от диполя. То есть электрическое поле в окрестности электродного устройства достаточно быстро затухает. С физической точки зрения применение экспериментально полученного коэффициента ; k=0,0705 [м], связывающего удельное сопротивление ткани с измеренной величиной сопротивления, будет правомерно только в том случае, если будет выполняться условие, что размеры исследуемой ткани значительно больше расстояния между токовыми электродами. Как уже было отмечено, электрическое поле зондирующего тока в окрестности токового диполя достаточно быстро затухает обратно пропорционально квадрату расстояния. Точно определить глубину проникновения зондирующего тока можно экспериментально, путем моделирования электрических полей в окрестности электродного устройства с использованием физиологического раствора.

Глубина проникновения зондирующего тока в окружающую электродное устройство электропроводящую среду исследована с использованием стеклянных лабораторных стаканов и пробирок различного диаметра от 60 до 13 мм. Подготовленные сосуды были заполнены физиологическим раствором с удельным сопротивлением =0,6 [Ом·м].

Исследования проведены с использованием выше перечисленных приборов при следующих параметрах переменного тока =1000 Гц; I=10^-4 А. Во время измерений электродное устройство устанавливали в центре стакана. При этом если силовые линии плотности тока не достигают стенки сосуда, то это значит, что выполняется условие «бесконечного пространства» и измеренную величину импеданса можно переводить в удельный импеданс, используя коэффициент k. Если силовые линии плотности тока достигают стенок сосуда, то это приводит к увеличению плотности тока в ограниченном пространстве между электродным устройством и стенками сосуда. По существу, поперечное сечение проводника уменьшается, сопротивление увеличивается, следовательно, падение напряжения тоже увеличивается.

В таблице 1 приведены результаты измерений зависимости сопротивления физиологического раствора от толщины его слоя между стенкой стакана и электродным устройством.

Таблица 1.
Зависимость сопротивления физиологического раствора от ее толщины между стенкой стакана и электродным устройством.
Диаметр стакана [мм]	Толщина слоя физ. раствора между стаканом и электродом [мм]	Падение напряжения на сопротивлении физ.раствора U [мВ]	Сопротивление физ.раствора R [Ом]	Удельное сопротивление физ. раствора [Ом·м]
13	0,5	17,5	175	12,3
15	1,5	4,4	44	3,1
20	4	1,6	16	1,1
25	6,5	0,9	9	0,63
26	7	0,85	8,5	0,60
30	9	0,85	8,5	0,60
40	12	0,85	8,5	0,60
50	19	0,85	8,5	0,60
60	24	0,85	8,5	0,60

Из таблицы 1 видно, что падение напряжения с увеличением толщины слоя физиологического раствора быстро уменьшается. Толщины, при которых измеренные величины падения напряжения, а, следовательно, и сопротивления остаются постоянными, соответствуют «бесконечно большой» толщине. Для исследуемого электродного устройства при диаметре стакана 26 мм и зазоре между электродным устройством и стенкой стакана 7 мм и больше не наблюдается изменений падения напряжения.

Следовательно, в этих случаях правомерно использовать коэффициент k и по измеренным величинам сопротивлений можно рассчитывать удельное сопротивление исследуемой ткани.

Технический результат, обеспечиваемый полезной моделью:

1. Возможность исследования удельного импеданса тканей прямой кишки в результате расположения электродов на цилиндрической поверхности корпуса устройства в кольцевых выточках, а также обусловленная выбором расстояния между токовыми электродами, которое обеспечивает глубину проникновения зондирующего тока на глубину 7 мм.

2. Нетравматичность устройства, обеспечивается обтекаемой формой рабочей части и углубленным расположением электродов в кольцевых выточках.

3. Расширение частотного диапазона в область низких частот, которая является наиболее информативной, за счет увеличенной поверхности площади электродов.

4. Уменьшение плотности измерительного тока на электродах за счет большей площади поверхности электродов.

Указанный технические результат достигнут авторами в разработанном кондуктометрическом электродном устройстве для исследования тканей прямой кишки.

Источники информации

1. Мажбич Б.И. Электроплетизмография легких. - Новосибирск: Наука, 1969.-184 с.

2. Мажбич Б.И. Теоретические основы трансбронхиальной регионарной электроплетизмографии легких. - Новосибирск: Наука, Сиб. отд-ние, 1986.-С.5-20.

3. Андреев B.C. Кондуктометрические методы и приборы в биологии и медицине. - М.: Медицина, 1973. - 335 с.

4. Устройство для измерения электропроводности биологических тканей и жидкостей. А.с. 1116373, СССР, G01N 27/02, Заявл. 3640310/18-25 от 05.07.84. Р.Ш.Ибрагимов. Опубл.30.09.84. Бюл. 36].

5. Способ определения биологической зрелости шейки матки » авторов Ефремова А.В., Ибрагимова P.P. (РФ2178265

Кондуктометрическое электродное устройство для определения сопротивления биологической ткани, включающее фторопластовый корпус, соединительные проводники, электрический разъем для подключения к измерительной схеме и четыре электрода, два из которых являются токовыми, а два других, расположенных между токовыми электродами, предназначены для измерения падения напряжения, отличающееся тем, что биологической тканью является ткань прямой кишки, корпус имеет форму цилиндра, передняя и задняя часть которого закруглены, электроды выполнены из нержавеющей стали проволока марки Х18Н9Т, имеют кольцевую форму и утоплены в углублениях корпуса на половину диаметра проволоки.