Материальные уравнения Максвелла для биологических объектов

Аннотация



   В работе разработана схема адмитансометра, обеспечивающего высокую точность измерения удельной проводимости электролитов при высокой степени локальности измерений. Разработаны основы строгого электродинамического подхода к этой проблеме. Проведены испытания, из которых видно, что максимальная чувствительность адмитансометра обеспечивается именно в области концентраций тканевых электролитов. 





































Анотація



     В роботі розроблена схема адмітансометра, що забезпечує високу точність виміру питомої провідності електролитів при високому ступені локальності виміру. Розроблені основи строгого електродинамічного підходу до цієї проблеми. Проведено випробування, з яких видно, що максимальна чутливість адмітансометра забезпечується саме в області концентрацій тканинних електролітів.







































                 Содержание:

Введение………………………………………………………4

Основные определения и состояние проблемы…………10

Материальные уравнения Максвелла для биологических  объектов………………………………………………………18

Проводящие среды биологических тканей………..18

Диэлектрические среды биологических тканей….22

Постановка задачи и её реализация………………………25

Полученные результаты и их анализ…………………….29

Заключение…………………………………………………..31

Список литературы………………………………………....32































1. Введение

Диагностика различных заболеваний связана с изучением свойств биологических тканей. Эти свойства изучаются путём воздействия на биологические ткани различными видами излучения и проведением биохимического анализа их состава. В ряду таких ведущих диагностических методов видное место занимает рентгеновская диагностика, ядерный магнитный резонанс, ультразвуковые методы исследования.

В медицинской диагностике широко применяются методы визуализации, связанные с реконструкцией изображения внутренних органов человека. Наибольшее распространение получили рентгеновская компьютерная томография, магниторезонансная томография (МРТ) и радионуклидная эмиссионная томография. Данные способы позволяют получать срезы изображения высокой четкости, однако требуют дорогостоящего оборудования для проведения обследований и имеют обширный перечень медицинских ограничений: существует риск негативного влияния рентгеновского излучения, либо ограничения МРТ, обусловленные сильным магнитным полем, которое не позволяет обследовать пациентов с металлическими имплантатами или установленными электрокардиостимуляторами. Эти методы широко применяются для наблюдения за динамикой процессов в организме при проведении различных диагностических проб и оценке реакций организма на фармакологические препараты. Проведение таких обследований в отдельных случаях требует введения специальных контрастирующих препаратов или радиоактивных изотопов, что также негативно сказывается на безопасности обследования.

В современных условиях весьма актуально создание безопасного для пациента метода диагностики, дополняющего существующие, и позволяющего получать дополнительные данные не только во время лечения или предоперационной подготовки, но и в процессе самой операции. 

          Измерение импеданса и адмитанса биологических тканей широко используется для диагностики функционального состояния биологических тканей, а также для выявления различных патологий. 

          Модель с сосредоточенными параметрами является наиболее простой, поскольку в ней открытый конец коаксиала моделируется комплексной ёмкостью

                                             Y= jω ε0εcCf + jω ε0εmC0 ,

где  Cf , C0  - константы, зависящие от конструкции открытого конца коаксиала, причём  Сf  описывает влияние краевого поля внутри зонда, а С0   - влияние краевого поля, связанного с исследуемым веществом, ε0  - диэлектрическая проницаемость свободного пространства,  εc  - относительная диэлектрическая проницаемость материала, заполняющего коаксиальную линию, εm  - диэлектрическая проницаемость исследуемого образца. Данная модель имеет существенные ограничения. С увеличением частоты точность модели резко ухудшается, так как она не учитывает эффекты излучения и наличие высших мод в апертуре зонда, которые при больших значениях  εm   и  ω  могут существенно повлиять на результаты измерения. В работе [1] эффекты излучения предлагается моделировать включением члена, имеющего размерность проводимости и пропорциональногo  :

                               Y= jω ε0εcCf + jω ε0εmC0 +G(ε0εm)2,5

         Относительно более точная нелинейная модель приведена в работе [2]

                                  Y=K1 + K2εm + K4+K4

Где Кi  - комплексные, в общем случае, коэффициенты модели, зависящие от частоты, и параметров коаксиальной линии. Для их определения необходимы калибровочные измерения в четырёх средах с точно известными диэлектрическими свойствами.

     Все эти модели основаны на квазистатическом анализе и, следовательно, справедливы для электрически малых апертур и ограниченного диапазона частот.

В работах [3, 4] была предложена также модель виртуальной линии, не нашедшая, впрочем, широкого распространения. Она состоит в моделировании тестируемой среды виртуальной линией передачи длиной L и материалом заполнения  εm с теми же размерами, что и реальной коаксиальной линии. На конце виртуальная линия считается разомкнутой, т.е. адмитанс нагрузки линии полагается равным нулю. Модель дает уравнение, связывающее искомую диэлектрическую проницаемость  εm  с измеренным входным коэффициентом отражения  Rin   на заданной частоте   f   [3].

                             

Гдe βc - постоянная распространения в коаксиальной линии зондa;

L - длина виртуальной линии

D - длина физической линии (зонда).

     Две последние величины в данном уравнении неизвестны. Они находятся по результатам измерений коэффициента отражения в двух калибровочных средах с известными диэлектрическими параметрами посредством итерационной процедуры подробно описанной в [3].

   В более строгих электродинамических моделях вывод выражения для адмитанса зонда основан на записи выражений для поля в коаксиальной линии и в зондируемой  среде и согласования магнитных компонент на плоскости апертуры с учётом граничных условий, требующих непрерывности тангенциальных компонент электрического и магнитного поля на границе раздела. Наиболее широко используется модель, учитывающая наличие в коаксиальной линии только основной распространяющейся ТЕМ моды. В рамках этой модели в работах [5-8] были получены три эквивалентных выражения для нормированного адмитанса открытого конца коаксиальной линии с бесконечным фланцем:

                         Y=                          (1.1)

    Y=G + jB

     G=,                        (1.2)

     B=.

        Y=                                              (1.3)



   Где a и b - внутренний и внешний радиусы коаксиальной линии, k0, kc, km - волновые числа в вакууме, коаксиальной линии и зондируемой среды соответственно.

     Первое из этих выражений требует вычисления тройного интеграла с особенностью в точке  ρ=ρ'   при    φ=0 и поэтому редко используется на практике. Интегралы в (1.2) обычно вычисляются разложением в ряд по степеням  [5,8]. Наиболее удобным для быстрого решения как прямой, так и обратной задачи – вычисление εm по известному значению Y(ω)- является выражение (1.3). На основе этого выражения получены результаты, представленные в [9-11].

    Однако погрешность данных, полученных с помощью этой модели, возрастает с увеличением частоты и диэлектрической проницаемости исследуемой среды.

   Наиболее строгими являются так называемые полуволновые электродинамические модели, учитывающие не только наличие в коаксиальной линии ТЕМ волны отражённой от её открытого конца, но и возбуждение на апертуре мод высших порядков. Поскольку в поле падающей ТЕМ волны, и коаксиальная линия аксиально-симметричны, то возбуждаются только моды ТМ0n При выводе данных моделей основная идея заключается в получении бесконечной системы линейных уравнений для коэффициентов отражения Rn основной ТЕМ (n=0) и высших ТМ0n  (n=1,2…)  мод. В физически обоснованном приближении учёта лишь конечного числа N возбуждаемых высших мод эта система сводится к конечной системе N+1 уравнений, решение которой осуществляется численными методами.

    Основным недостатком полволновых моделей является необходимость громоздких вычислений, особенно при решении итерационными методами обратной задачи – нахождении диэлектрической проницаемости среды по известному значению коэффициента отражения основной моды R0.

       Широкое практическое применение получила также интерполяционная модель, в которой для ускорения расчётов адмитанс открытого конца коаксиальной линии представляется в виде рациональной функции

       Y=                                                               (1.4)

Коэффициенты αnp, βkq подбираются по методу наименьших квадратов с помощью численного полволнового решения задачи для большого набора различных проводимостей зонда в различных средах. В работах [12,13] представлены их значения для 50-омного коаксиального кабеля с тефлоновым заполнением. Эти значения получены при N=K=4 и  P=Q=8  на основе анализа, выполненного для 20 нормализованных частот в диапазоне 0,01<k0a<0,19 и 56 диэлектрических констант в диапазоне  1<εm'<80.

      Модель удобна тем, что позволяет получить простое решение обратной задачи. Формулу  (1.4) можно переписать в виде 

          

Где

bp=     p=1,2,…,8;

b0=0;

cq=     q=1,2,…,8;

c0=1+

Из восьми комплексных корней этого уравнения вида  ε' + jε'' отбирается только один, имеющий физический смысл (1≤ ε'≤80,    -80≤ ε''≤0). Отметим, что данная модель учитывает и эффекты излучения, и возбуждение высших мод на апертуре.



     Дополнительные усложнения возникают при зондировании слоёв конечной толщины [9]. Такая задача имеет самые разные практические применения: от определения толщины эмульсионных слоёв и упаковочных материалов, содержания арматуры в слое железобетона и др. в промышленности, до диагностики рака кожи. Естественно, в этих случаях требуется модификация моделей адмитанса зонда, которые должны учитывать как толщину исследуемого образца, так и электромагнитные свойства ограничивающей среды.

        За основу для такого преобразования, разыми авторами принимаются как модель, учитывающая только основную моду в коаксиальной линии, так и полволновые модели. Рассматриваются не только случаи одиночных диэлектрических слоёв, лежащих на проводящем основании или ограниченных полупространством с известными диэлектрическими свойствами, но и делается обобщение на многослойные структуры.

     Представляет интерес работа [14], в которой приводятся результаты экспериментальных измерений в полосе частот 5…7 ГГц коэффициента отражения зонда, излучающего в очень тонкие слои воды, и сравниваются с результатами численных расчётов по предложенной теоретической модели. Авторы считают возможным применение данного метода для микроволновых измерений влажности тонких внешних слоёв человеческой кожи.

     В этом же ряду стоит работа [15], в которой на основе полволнового анализа выведена модель для расчётов коэффициента отражения и наличии воздушного зазора между апертурой зонда и образцом. Приведены расчёты зависимостей коэффициента отражения от величины зазора при различных размерах зонда, рабочих частотах и диэлектрических параметрах образца, а также представлен анализ неопределённости результатов.

     Поскольку все модели, применяемые для определения диэлектрических характеристик тонких образцов, становятся более сложными, чем в случае полупространства, при их практическом применении встаёт вопрос о критерии допустимых упрощений этих моделей. Для тонких образцов существенное значение имеет учёт высших мод, который может оказаться необходимым даже при зондировании материалов с низкой диэлектрической проницаемостью.



Недостатком существующих методов является то, что при их помощи измеряются интегральные характеристики достаточно больших объёмов тканей, что не позволяет установить локальные изменения функционального их состояния.

 Целью дипломного проекта  является разработка зондового метода измерения составляющих адмитанса биологических тканей для определения локальных изменений их функциональных характеристик, а также создание прибора, реализующего такие возможности.

Основные определения и состояние проблемы.



Электрическим импедансом  или комплексным сопротивлением двухполюсника для гармонического сигнала называется  отношение комплексной амплитуды напряжения гармонического сигнала , прикладываемого к двухполюснику, к комплексной амплитуде тока , текущего через такой двухполюсник: 



                                                     .                                           (2.1)

Сдвиг фазы   между током и напряжением обусловлен свойствами  двухполюсника, в состав которого могут входить сопротивления, ёмкости и индуктивности.

Адмитансом двухполюсника является величина обратная импедансу:



                                                       .                                                     (2.2)

Поскольку для активного сопротивления  связь между током и напряжением определяется законом Ома



                                                                                                             (2.3)



 и сдвиг фаз между током и напряжением отсутствует, то импеданс цепи   для этого случая равен активному сопротивлению



                                                        .                                                   (2.4)

Для ёмкости связь между током и напряжением определяется соотношением: 



                                                        ,                                               (2.5)

поэтому импеданс для такой цепи имеет вид:



                                                         .                                              (2.6)

Для индуктивности связь между током и напряжением определяется соотношением 



                                                       ,                                               (2.7)



поэтому импеданс для индуктивности определяется соотношением:



                                                           .                                               (2.8)



Если имеется цепь, в которой сопротивление, ёмкость и индуктивность соединены последовательно, то импеданс такой цепи буде равен сумме импедансов указанных элементов:



                                                                                      (2.9)

Понятием импеданса удобно пользоваться при последовательном соединении указанных элементов. Если через такой двухполюсник течёт ток

, то, переходя от комплексного представления  (2.9) к реальным физическим величинам, нетрудно вычислить напряжение на двухполюснике:



                                                        (2.10)





В случае же  параллельного соединения сопротивления, ёмкости и индуктивности удобнее пользоваться понятием адмитанса,  который запишется как:



                                                                                 (2.11)



Если к такому двухполюснику приложено напряжение  , то ток, текущий через него запишется как



                                                       (2.12)



Указанное рассмотрение относится к цепям с сосредоточенными параметрами, которыми являются сопротивление, ёмкость и индуктивность. Для материальных сред вводятся их локальные характеристики, такие как удельное сопротивление  и проводимость , которая является обратной величиной удельного сопротивления:



                                                                                                               (2.13)



 Вводятся также такие понятия как диэлектрическая проницаемость среды, которая является аналогом  ёмкости и кинетическая индуктивность носителей зарядов, которая является аналогом индуктивности. Импеданс и адмитанс для материальных сред записывается аналогичным образом:



                                                                                  (2.14)



                                                                                  (2.15)



В отличие от цепей с сосредоточенными параметрами в материальных средах вводятся такие понятия как напряженность электрического поля  и плотность тока , которые являются векторными величинами. Если эти величины меняются по гармоническому закону  и , то по аналогии с (2.10) и (2.12) запишем:



                                                      (2.16)



                                                      (2.17)





Биологические ткани обладают свойствами, как проводников, так и диэлектриков. Поэтому при протекании токов через них имеются в наличии все составляющие импеданса и адмитанса. Эти составляющие и определяют их электрические свойства и в зависимости от рода ткани, её функционального состояния и возможной патологии. Именно это обстоятельство и используется для диагностики путём измерения составляющих импеданса или адмитанса. 

Наличие свободных ионов в клетках и тканях обуславливает проводимость этих объектов. Диэлектрические свойства биологических объектов определяются структурными компонентами и явлениями поляризации и характеризуются диэлектрической проницаемостью [16]. Диэлектрическая проницаемость биологических тканей зависит от частоты, эту зависимость условно можно  разделить на три области α, β, γ (Рис. 1).





















Рис.1. Зависимость диэлектрической проницаемости биологических тканей от частоты.



Наличие этих областей связано с тем, что в процессах поляризации биологических тканей участвуют различные механизмы. В низкочастотной области  α поляризуются очень крупные молекулы и целые молекулярные комплексы типа ДНК, в области β поляризуются молекулы, область же γ соответствует поляризации молекул воды.

Времена релаксации для различных видов биологических тканей и их структур приведены в Таблице №1.

                                                                                                              Таблица №1



Ткани

суспензии

клеток



Клетки

Ядра и внутри-

клеточные

органеллы

Протеины

и

макромолекулы

Вода

и

электролиты



10-1 – 10-3



10-2  - 10-4



10-5 – 10-7



10-6 – 10-8



10-11



Большинство биологических тканей и их компонент заполнены электролитами, веществами в которых соли и кислоты диссоциируют на положительные и отрицательные ионы. Такая их структура приводит к тому, что электролиты являются проводниками, поскольку при наложении на них электрических полей ионы начинают двигаться в направлении приложенного поля. Типичные зависимости удельного сопротивления различных здоровых биологических тканей в зависимости от частоты приведены на рис. 2.

Однако ткани, имеющие различную паталогию, могут иметь другие характерисики. Это обусловлено тем, что в этом случае может менятся состав тканевого электролита. 

Что касается диэлектрических свойст биологических объектов то в случае наличия паталогии может происходить перерождение клеток а также изменение их функционального состлояния, что может приводить к изменению их диэлектрических свойств. Эти особенности паталогии биологических тканей и используются для диагностики различных заболеваний путём измерения их импеданса или адмитанса. 





Рис. 2. Зависимость удельного сопротивления от частоты для различных биологических тканей.



В настоящее время с целью изучения импеданса биологических тканей используются феноменологические методы, когда данному типу ткани  сопоставляют эквивалентные схемы, состоящие из ёмкостей и индуктивностей, включённых в определённой последовательности. Наиболее распространённые эквивалентные схемы, используемые для этих целей приведены на рис. 3,4, 5 [16].

    



Рис. 3. Последовательное включение сопротивления и ёмкости.



    





Рис. 4. Параллельное включение сопротивления и ёмкости.



    



Рис. 5. Смешанное включение сопротивлений и ёмкости. 



Путём измерения соотношения между фазой тока, текущего через биологическую ткань и  приложенного к ней напряжения  находят импеданса таких тканей и сопоставляют свойства биологических тканей со свойствами указанных цепей. Мы не будем останавливаться на этих вопросах, т.к. они подробно рассмотрены в имеющейся литературе [16-17]. Мы попытаемся очертить контуры более строгого электродинамического метода, основанного на материальных уравнения Максвелла, началом развития которого и является данная работа. 









Материальные уравнения Максвелла биологических 

объектов.



Материальные уравнения Максвелла дают строгое описание

электродинамических процессов в материальных средах, если известны электрические  свойства самой среды [18]. Выясним, какой вид могут иметь уравнения Максвелла для случая биологических объектов. 

 





Проводящие среды биологических тканей.



Проводящей средой биологических тканей является электролит, который заполняет межклеточное пространство. При наложении на него электрического поля, через электролит начинает течь ток. Плотность активной составляющей такого тока определяется дифференциальным законом Ома 



                                                                                             (3.1.1)



где  - проводимость биологической ткани, а  - плотность носителей тока, заряд и скорость соответственно. 

Если к электролиту приложено электрическое поле , то на ионы сорта  с зарядом , где - валентность иона, будет действовать сила . Однако ясно, что скорость иона не может возрастать безгранично, поскольку при своём движении он испытывает силу трения, которая пропорциональна его скорости . Эту силу можно представить в виде , где  - коэффициент трения. В результате совместного действия электрической силы и силы трения устанавливается стационарное движение иона, при котором



                                                                                                     (3.1.2)



где  - подвижность иона.

Скорость ионов, как правило, невелики, например при поле 1 В/см и температуре 25 градусов С большинство  ионов в воде двигаются со скоростью порядка   см/c. Исключение составляют ионы водорода, которые могут двигаться со скоростью порядка    см/c [19].    

Учитывая (3.1.1) и (3.1.2), находим плотность тока,  ионов данного сорта: 



                                                                                           (3.1.3)

Если в растворе имеется несколько сортов ионов, то суммарный ток определяется суммой парциальных ионных  токов из соотношения:



                                                                                   (3.1.4)



В связи с тем, что масса ионов, переносящих ток в электролитах, велика,  случае переменного напряжения инерционные свойства ионов могут влиять на перенос тока. Связь ускорения ионов, их массы и прикладываемого к среде электрического поля, имеет вид:





                                                 ,                                              (3.1.5)



где  и  – масса и заряд иона соответственно, – напряженность электрического поля,  – скорость движения заряда.

В данном уравнении считается, что заряд иона отрицательный. Используя соотношение (3.1.1) и (3.1.5), получаем значение плотности ионного тока ионов данного сорта:



                                                    .                            (3.1.6)



Введя обозначение

                                                      ,                                     (3.1.7)                  

где  - удельная кинетическая индуктивность ионов данного сорта, получаем

                                                         .                                (3.1.8)

 Существование кинетической индуктивности связано с тем, что заряд, имея массу, обладает инерционными свойствами. Для случая гармонических полей  соотношение (3.1.8) запишется:

                                                     .                         (3.1.9)

                             

Из соотношения (3.1.8) и (3.1.9) видно, что  представляет  индуктивный ток, т.к. его фаза запаздывает по отношению к напряжённости электрического поля на угол  .

Если в электролите находятся разные сорта ионов, то суммарный индуктивный ток запишется как их сумма:



                                                                        (3.1.10)



С учётом соотношений (3.1.4) и (3.1.10) общий ток, текущий через электролит можно записать



                            (3.1.11)



Полученное соотношение показывает интересную особенность суммарного тока, текущего через электролит. Резистивный ток, представленный первым членом правой части, от частоты не зависит, в то же время индуктивный ток, представленный вторым членом правой части, обратно пропорционален частоте и на низких частотах может существенно превосходить резистивный ток. Это обстоятельство говорит о том, что, работая на низких частотах легко перепутать резистивный и индуктивный ток. Для того чтобы их различать, необходимо измерять разность фаз между прикладываемым электрическим полем и током, текущим через электролит. Таким образом, всегда можно подобрать частоту так, чтобы измерять активную составляющую плотности ионного тока. 





3.2. Диэлектрические среды  биологических тканей.



В состав биологических тканей входят также молекулы, заряды в которых связаны. Такие молекулы обладают диэлектрическими свойствами и могут поляризоваться в электрических полях.

Если заряды связаны, то они представляют из себя механический осциллятор, который способен резонировать на определённой резонансной частоте .

    Рассмотрим простейшую модель  электронной поляризации  молекул. В этом случае отдельная  молекула может быть представлена как механический осциллятор, когда заряд, имеющий массу, под воздействием электрических сил осуществляет вынужденное колебательное движение около центра масс [20]. В этом случае отклонение поляризуемых зарядов от положения равновесия  определяется величиной электрического поля и коэффициентом упругости, характеризующего упругость сил связи зарядов в молекулах.  Эти величины связаны соотношением



                                                                                  (3.2.1)



    где   - параметры, первый из которых это отклонение зарядов от положения равновесия, а второй - представляет коэффициентом упругости, характеризующий упругость электрических сил связи зарядов в молекулах. В соотношении (3.2.1) индексом  обозначена масса данного сорта молекул.

    Вводя резонансную частоту связанных зарядов



                                                     ,                                                     (3.2.2)



    из  ( 3.2.1) получаем:



                                                                                       (3.2.3)



    Видно, что в соотношении  (3.2.3) как параметр уже присутствует резонансная частота собственных колебаний, в которую входит масса заряда. Это говорит о том, что инерционные свойства колеблющихся зарядов, подобно индуктивности в колебательном контуре,  будут влиять на колебательные процессы поляризуемых атомов и молекул.

.   Запишем  плотность тока связанную с движением зарядов



                                                                                                           (3.2.4)

    где   - плотность молекул в рассматриваемой среде.

Воспользовавшись соотношением (3.2.3) для нахождения скорости колеблющихся зарядов, получим



                                                 .                     (3.2.5)



     Подставляя это выражение в соотношение (3.2.4), находим:



                                                                            (3.2.6)



     или



                                            ,                                   (3.2.7)

     где   - кинетическая индуктивность связанных зарядов.

    Видно, что выражение, стоящее перед производной в правой части     выражения (3.2.7), играет роль диэлектрической проницаемости среды.

    Если в ткани имеются молекулы разных сортов, то для нахождения суммарного тока нужно произвести суммирование всех парциальных токов:



    Считая, что напряженность электрического поля изменяется по гармоническому закону , из (8) находим:



                                                         (3.2.8)





    Теперь, используя соотношения (3.1.11) и (3.2.8), найдём полный ток текущий через биологическую ткань с учётом всех компонент, входящих в её состав:



                                                                                                                            (3.2.9)

    В это соотношение входит три составляющие тока, текущие через

    биологическую ткань. Первый член правой части представляет резистивный ток, второй член является индуктивным током, эти оба тока характеризуют ионный ток в межклеточном электролите. Последний член правой части представляет ёмкостные токи, связанные с наличием молекул, в которых заряды связаны.

    Следует сказать, что пока за кадром остались те молекулы, которые тоже присутствуют в биологических тканях и которые обладают собственным электрическим дипольным моментом, и поляризация которых связана с поворотом электрических диполей  этих молекул вдоль прикладываемого поля. Ясно, что в этом случае вид тока будет соответствовать последнему члену в соотношении (3.2.9), однако как выразить кинетику такого поворота для молекул пока не ясно, тем более что сам поворот будет осуществляться в вязкой среде, а, значит, необходим учёт трения при таком повороте.

    Если бы имелась возможность измерить значения всех составляющих тока, входящих в соотношение (3.2.9) и их частотную зависимость, то в нашем распоряжении был бы мощный метод исследования биологических тканей и их паталогий. Однако это очень сложная задача, которая требует применения не только широкого спектра частот, но и методов дистанционного введения этих частот в ткани организма и измерения ответной реакции на такое введение.







Постановка задачи и её реализация.



По указанной причине задачей данной работы является пока только разработка методики, которая даёт возможность определять  активную составляющую тока межтканевого электролита, при наличии максимальной локализации таких измерений. Максимальная локализация необходима для того, чтобы иметь возможность обнаруживать паталогию тканей минимальных размеров, а также исследовать свойства тканей в переходной области между здоровой тканью и паталогической.

При выборе параметров измерительного устройства на него накладывается целый ряд требований, которые очень часто являются противоречивыми. Например, максимальная локализация измерений означает, что зондирующие поля и токи должны быть сосредоточены в очень малых объёмах, а это означает, что при прямом методе измерения, когда измеряется непосредственное падение напряжения при пропускании токов, в указанной области могут иметь место недопустимо высокие уровни рассеиваемой мощности, которые сами по себе будут влиять на результаты измерений, поскольку будут разогревать область измерений. Более того, измерение напряжения и тока  даже в  приборах первого класса осуществляется всего до второго, в лучшем случае, третьего знака для обычных значений напряжений. Если же нужно измерять микровольты и микроамперы, то погрешность оказывается гораздо выше. По этой причине очень желательно использование частотного метода измерения, когда полученная информация преобразуется  в частоту, которая может быть простыми средствами измерена до шестого седьмого знака. По этой причине в качества датчика выбран резонансный контур,  в котором параллельно основной ёмкости подключена дополнительная ёмкость, последовательно с которой включается резистивный участок исследуемой биологической ткани. Используя метод векторных диаграмм нетрудно показать, что резонансная частота такого контура будет зависеть от активного сопротивления исследуемого участка ткани. По причине ограниченности объёма курсового проекта мы не будем останавливаться на этом  непринципиальном вопросе, укажем лишь то, что на практике этот вопрос решается очень просто путём калибровки.

Пока единственным способом достижения локализации измерений порядка нескольких миллиметров остаётся введение зонда непосредственно в исследуемую область. По этой причине в качестве зонда выбрана  медицинская инъекционная игла, внутрь которой вставляется изолированный проводник. Проводник герметизируется при помощи специального клея, а на выходе иглы затачивается таким образом, чтобы плоскость заточки находилась в створе с плоскостью заточки самой иглы.

При измерении основная часть зондирующего ток течёт между плоскостью заточки проводника и плоскостью заточки иглы и локализована в этой области, размер которой соизмерим с диаметром иглы, чем и обеспечивается высокая локальность измерений.

Важным вопросом является выбор зондирующей частоты. Пока очень трудно сказать, какая из частот является наиболее приемлемой для указанных измерений и в будущем может оказаться так, что для обнаружения определённого вида паталогий в различных типах биологических тканей понадобятся разные частоты, но на этот вопрос могут ответить только будущие исследования. Из аналитической части, приведенной во втором разделе можно заключить, что это только самый начальный этап осуществления  предлагаемой программы исследований. В данном случае выбрана частота равная 10 МГц. Эта частота находится на правом краю области β (Рис. 1) и в этой области уже должно отсутствовать влияние поляризации крупных органических молекул и основным вкладом в проводимость должна быть ионная проводимость. Если выбрать более низкую частоту, то вклад в зондирующий ток будут иметь и поляризационные токи. Возможно этот режим тоже окажется информативным при обнаружении определённого вида паталогий, но эти исследования ещё впереди.

Блок-схема адмитансометра изображена на рис. 6. Он состоит из автогенератора, в котором используется рассмотренный выше резонансный контур, стандартного частотомера и блока питания. Автогенератор расположен в специальном корпусе, к которому крепится инъекционная игла. Внешний диаметр иглы 0,8 мм, длина 38 мм. Возможно применение других инъекционных игл, особенно в тех случаях, когда исследуемая область находится на больших глубинах.  Автогенератор соединяется с частотомером и блоком питания посредством  гибких кабелей, что даёт возможность пользоваться датчик подобно инъекционному шприцу.







  

   ЧАСТО       ТОМЕР



ЧАСТОТОМЕР	





	



	



                  Сзонда               С1                           

	

		

		C

	

           БЛОК

       ПИТАНИЯ                                                                 	









БЛОК

ПИТАНИЯ









Рис. 6. Блок-схема адмитансометра.





5. Полученные результаты и их анализ.



Известно, что стандартные значения проводимости тканевого электролита соответствуют проводимости однопроцентного раствора NaCl в дистиллированной воде. Поэтому основная задача создания админтансометра состояла в том, чтобы обеспечить его максимальную чувствительность именно в этом диапазоне значений проводимости. Это достигается путём подбора элементов самого генератора, его резонансного контура и ёмкости связи датчика с резонансным контуром. 

Калибровка админтансометра проводилась на растворах NaCl в дистиллированной воде с заданной концентрацией в широком диапазоне этих значений.

                                                                                                        Таблица №2

Концентрация NaCl в H2O, %

Резонансная  частота  f, КГц

H2O

9993,3

0,00156

9993,3

0,003125

9993,2

0,00625

9992,9

0,0125

9992,5

0,025

9991,6

0,05

9989,1

0,1

9982,69

0,2

9967,58

0,4

9939,7

0,6

9916,14

0,8

9896,9

1

9886,0

2

9851,3

4

9835,5

6

9830,4

8

9828,4

10

9826,4

20

9825,5

При этом измерялось значение генерируемой частоты для различных значений концентраций. Эти данные отражены в Таблице №1

График, отражающий указанную зависимость представлен на Рис. 7.









Рис. 7. График зависимости генерируемой частоты от концентрации солевого раствора.

Из представленной таблицы и графика видно, что максимальная чувствительность адмитансометра обеспечивается именно в области концентраций, характерных тканевым электролитам. т.к. в области концентраций порядка одного процента имеется максимальная крутизна преобразования датчика. 

Повторяемость результатов измерении заданной концентрации в области этих значений составляет 0.1 кГц. Крутизна преобразования в этой области составляет примерно 50 кГц на один процент концентрации. Это означает, что прибор позволяет обнаруживать изменение в концентрации, составляющие 0.002%.  Конечно ни один другой из существующих методов такую точность обеспечить не может. Таких результатов удалось добиться, прежде всего по той причине, что значения проводимости были преобразованы в частоту, которая, как уже указывалось измеряется с гораздо более высокой точностью, чем другие физические величины. 

Второй важной особенностью разработанного метода является его локальность.  Сам датчик представляет открытый конец коаксиала, работающий в квазистатическом режиме, поскольку длина волны на рабочей частоте значительно превышает апертуру его разомкнутого конца. Это означает, что внешние поля в области его апертуры убывают обратно пропорционально кубу расстояния и сосредоточены практически в области соизмеримой с диаметром иглы, которая составляет 0.35 мм. Это означает, что такой датчик обеспечивает локальность измерений порядка 1 мм. Нам не известны разработки, которые смогли бы обеспечить такую локальность. Применение такого адимтансометра даст возможность не только обнаруживать патологию очень небольших объектов, но и снимать профиль границ патологических образований.

Не следует думать, что такой прибор может быть использован только в медицине. Он может найти широкое применение в фармацевтической промышленности для получения, измерения и контроля дозировки препаратов в растворах. Особенно это важно при малых концентрациях растворимых солей, где адмитансометр имеет тоже очень высокую чувствительность. 

Адмитансометр может найти применение в ликёро-водочной промышленности, где требуется постоянный экспресс-контроль качества воды.



Заключение.

В данной работе сделаны лишь первые шаги по реализации интересного и практически важного направления по созданию адмитансометра, обеспечивающего высокую точность измерения удельной проводимости электролитов при высокой степени локальности измерений. Разработаны основы строгого электродинамического подхода к этой проблеме. Но это только первые шаги развития этого перспективного направления, поскольку пока решена только проблема измерения активной проводимости. На очереди решение задачи измерения реактивных составляющих адмитанса и развитие многочастотных методов локальной адмитонометрии. Развитие этих методов позволит осуществлять точную локальную экспресс диагностику, что очень важно при проведении хирургических операций. Можно выразить уверенность в том, что мы находимся на пороге нового перспективного научного направления, которое позволит решить ряд диагностических и других проблем, решение которых обычными методами до настоящего времени было затруднительно.

























Список литературы:



Ссылки по введению 1 – 15, далее

      1.Marsland T.P., Evans S. Dielectric measurements with an open-ended coaxial probe//IEE Proc. H. – 1987.-Vol.134, 4. – P. 341-349

      2. Gajda G.,Stuchly S.S. An equivalent circuit of an open-ended coaxial line //IEEE Trans. Instrum. Meas. – 1983. – Vol.32, 4. – P. 506-508

      3. Ghannouchi F.M., Bosisio R.G. Measurement of microwave permittivity using a six-port reflectometer and open-ended coaxial line // IEEE Trans. Instrum. Meas. – 1986. – P. 13-18

      4. Berubi D., Ghannouchi F.M. A comparative studi of four open-ended coaxial probe for permittivity measurement of lossy dielectrics // IEEE Trans. Microw. Theory Tech. – 1996/- P. 1928-1934

      5. Misra D., Chabbra M., Foster K.R. Noninvasive electrical characterization of materials at microwave frequencies using an open-ended coaxial line. // IEEE Trans. – 1900. – P. 8-14

      6. Xu Y, Bosisio R.G. Some calculation methods and universal diagrams for measurement of dielectric constant using open-ended coaxial probes // IEE Proc. H. – 1991. – P. 356-60.

      7. Misra D.K. A quasi – static analisis of open-ended coaxial lines, // Trans. Microw. Theory Tech. – 1987.- P. 925-928

      8. Levine H. R., Papas C.H. Theory of the circular diffraction antenna // J. Appl. Phys. – 1951.- P.29-43

      10. Mingzhong Wu, Xi Yao. An improved coaxial probe technique for measuring microwave permittivity of thin dielectrical materials //Meas. Sci. Technol. – 2000.- P. 1617-1622.

      11. Ganchev S.I., Bakhtiary S., Zoughi R. Calibration and measurement of dielectric properties of finite thickness composite sheets with open-ended coaxial sensors // IEEE Trans. Microw. Theory Tech. – 1995. – p. 1023-1029

      12. Garcia-Banos, Catala-Civera J. M., Canos A. J. Penaranda-Foix F. Design 

Rules for the optimization of the sensivity of open-ended coaxial microwave sensors for monitoring changes in dielectric materials // Meas. Sci. Technol.-2005. 1186-1192.

      13. Stuchly S. S., Sibbald C.L. Anderson  I.M. A new aperture admittance model for open-ended waveguides // IEEE Trans. Microw. Theory Tech. – 1994. Vol. 42, №2.- P. 199-204.

     14. Hoshina S., Kanai Y., Miyakawa  M. A numerical study on the meashurement region of an open-ended coaxial probe used for complex permittivity measurement // IEEE Trans. On Magnetics. -2001. –Vol. 37, №5.-P. 3311-3314   

     15.  Baker-Jarvis S. J. Janezic M. D., Domich P.D., Geyer R.G. Analysis of an open-ended coaxial probe with lift-off for nondestructive testing // IEEE Trans. Instrum. Meas. -1994. – Vol. 43, №5. – P. 711-718.

16. Тихомиров А. М. , Импеданс биологических тканей и его применение   

в медицине. Российский государственный медицинский университет,   

2006.

 Мартисов Э. Г., Николаев Д.В., Руднев С.Г., Технологии и метода о

ределения состава тела человека, Москва «Наука», 2006.

     18. Ландау Л. Д., Лифшиц Е. М. Электродинамика сплошных   сред. М:  

Физматгиз, 1973.- 454 с.

19. Ахиезер А. И., Общая физика. Электрические и магнитные явления.     

Справочное пособие. Киев. Наукова думка, 1981. –  472 с. 

      20.Никольский В. В., Никольская Т. И. Электродинамика и  распростра  

нение радиоволн. М: Наука, 1989. – 543 с.



1