Электрическая активность биологической мембраны

Биологическая мембрана это много функциональная структура представляющая граничный слой, формирующий замкнутые участки организма, клетки и органеллы клеток и разделяющая внутреннюю среду от внешней. Морфофункциональное строение мембраны обеспечивает ей проявление высокого уровня электрической активности.

В основе структуры мембраны лежит бимолекулярный липидный слой, этот слой непроницаем для ионов, и проявляет свойства диэлектрика. Внешняя и внутренней среда, обладая высокой электропроводностью, в месте с липидным слоем формирует электрический конденсатор, способный накапливать и удерживать электрические заряды, таким образом мембрана, обладает электрической емкостью. В липидный бислой мембраны встроены каналы, по которым, неорганические ионы могут проходить и переносить электрические заряды, эти каналы придают мембране электропроводность.

Биологическую мембрану, удобнее представлять в виде эквивалентной электрической цепи (рис.8), которая состоит из параллельно соединенных конденсатора и сопротивления. Конденсатор “С” эквивалент диэлектрического липидного бислоя и двусторонней токопроводящей среды примыкающих к нему, а сопротивление “R” эквивалент проводимости, обусловленной электропроводностью ионных каналов. Исследования показали, что удельное сопротивление “R” мембраны составляет, в состоянии покоя 1_*10³ – 1_*10⁴ Ом/см², при возбуждении удельное сопротивление мембраны уменьшается и достигает 25 Ом/см². ЭТО свидетельствует о зависимости удельного сопротивления мембраны от плотности и состоянии проводящих ионных каналов и подвижности ионов.

 

Рис. 8 схема электрического эквивалента биологической мембраны.

C – электрическая емкость мембраны. R – электрическое сопротивление.

 

Удельная емкость мембраны составляет 1_*10^-6Ф/см² (1мкф/см²), что соответствует расчетным показателям (при толщине липидного слоя 5нм и диэлектрической постоянной мембранных липидов равной 3).

Электрический эквивалент мембраны объясняет воздействие локального импульса тока на соседние и удаленные участки мембраны имеющей большую протяженность (мембрана аксонов нейронов).

Так аксон нейрона в отношении электрических свойств можно представить, как электрический кабель, используемый в радиотехнике для передачи электрических сигналов. Кабельная линия состоит, из токопроводящей жилы - “аксоплазма нервного волокна”, покрытой изолирующей оболочкой - “липидный слой мембраны”. Поверх изолирующей оболочки уложен токопроводящий экран - “внеклеточная среда”. Качество кабеля (величина затухания – ослабления сигнала) зависит от электрического сопротивления внутренней жилы “диаметр нервного волокна, удельное сопротивление аксоплазмы 30 Ом/см” и от свойств изолирующей оболочки “количества проводящих каналов, удельное сопротивление 1000 Ом/см²“. Сопротивление внеклеточной среды составляет 20 Ом/см. Эквивалентная электрическая схема такого кабельного элемента представлена на (рис.9).

Локальное воздействие импульса тока Vс, затухает на элементах представленной схемы. Величина затухания определяется в основном значениями величины сопротивлений Rk,

 

 

 

Рис.9 Принципиальная схема электрического эквивалента мембраны аксона. Ra – электрическое сопротивление аксоплазмы. Rk – электрическое сопротивление ионных каналов мембраны. Cm – электрическая емкость мембраны. Vc – локальное импульсное воздействие. 1, 2, 3, 4, 5 – распределение электрического импульсного воздействия в электрической цепи образованной мембранное аксона.

 

которое может, изменятся в зависимости от количества каналов на мембране. При миелинизации мембраны, когда количество активных каналов уменьшается, снижается и величина затухания, таким образом, локальный электрический стимул сохраняет свою величину на большем удалении от точки воздействия. Рассмотренные свойства мембраны, формируют для мембран функциональное качество - кабельные свойства

При образовании клетки, замкнутой структуры, имеющей разделенную внешнюю и внутреннюю среду, при наличии на мембране ионных каналов, активных транспортных систем, создаются условия, когда мембрана становится источником ЭДС (источником электрического тока).

Внешняя среда клеток представлена внеклеточной интерстициальной жидкостью, которая омывает клетки. Интерстициальная жидкость имеет относительно низкое содержание белков – анионов и высокие концентрации ионов натрия и хлора. Внутриклеточная жидкость, наоборот богата белками, аминокислотами и ионами калия (таб. 1).Ионная разница Na, K в средах, создается активно, работой Na/K – насоса при затрате энергии АТФ.

Мембрана клетки по своей природе является полупроницаемой, она способна через калиевые каналы пассивно обеспечивать поток калия из внутренней среды во неклеточную по градиенту концентрации ионов. При этом анионы (белки, аминокислоты), не в состоянии покидать внутриклеточную среду. Такое положение ионов, нарушает начальное электронейтральное равновесие сред (внешней, внутренней). Если ранее положительный заряд ионов калия, во внутриклеточной среде, был уравновешен, то при диффузии, потенциал внутренней среды клетки становится не скомпенсированным (отрицательным), напротив, потенциал внешней среды приобрел положительное значение за счет положительных зарядов диффундированного калия. В следствие этого, на мембране возникает электрохимическая разность потенциалов, величина которого определяется концентрацией иона на внутренней и наружной сторонах мембраны. Мембрана клетки, приобретая заряды, становится поляризованной, и является источником ЭДС. Установившийся потенциал на мембране стабилизируется, и препятствует дальнейшему переносу ионов по градиенту концентрации (равновесный потенциал).

Величина равновесного потенциала для ионов К может быть рассчитана из уравнения Нернста.

где Ек – равновесный потенциал для К⁺ , R – газовая постоянная, Т – абсолютная температура, F – число Фарадея, n – валентность иона, Кн – Квн – наружная и внутренняя концентрации ионов.

Полная электрохимическая разность потенциалов мембраны определяется распределением ионов Na⁺ и Cl^-. Для каждого из ионов может быть рассчитан равновесный потенциал, исходя из концентрации иона (таб.1).

Однако разность потенциалов, сформированная на мембране не равна алгебраической сумме равновесных потенциалов, а определяется с учетом подвижности через мембрану каждого иона.

Электрический эквивалент источников ЭДС на мембране представлен, на (рис. 10).

Рис.10 Схема электрического эквивалента мембраны, как источника ЭДС.

Е_К – равновесный потенциал калия = -90мВ. Е_Na - равновесный потенциал натрия = +60мВ. Е_Cl - равновесный потенциал хлора = -70мВ. Vm – мембранный потенциал = -70мВ. Cm – постоянная электрическая емкость мембраны. 1/R_K, 1/R_Na, 1/R_Cl – проводимость каналов.

Расчет мембранного потенциала по уравнению Гольдмана с учетом проводимости для каждого иона показал, что величина потенциала равна -70мВ.

где, Р_K, P_Na, P_Cl, - константы проницаемости для ионов, в состоянии покоя, для гигантского аксона кальмара, их отношение составляет Р_K: P_Na: P_Cl = 1:004:045. Расчеты показывают, что основной потенциал мембраны формируется преимущественно, равновесным потенциалом калия и только незначительная утечка ионов натрия во внутрь, меняет этот потенциал.

Ион хлора, не участвует в формировании потенциала мембраны, он пассивно распределен за счет равновесного электрохимического потенциала мембранытак как ион хлора может пассивно диффундировать через мембрану. Однако, этот ион в некоторых клеточных мембранах, где присутствуют специфические ионные каналы и его активный транспорт формирует равновесный электрохимический потенциал.

Равновесный электрохимический потенциал клеточной мембраны в состоянии покоя называется потенциалом покоя (ПП).

Потенциал покоя клетки, это сумма метаболического и диффузного потенциалов величина которого может изменятся, при изменении условий среды. Если на мембрану клетки подействовать электрическим током, то на мембране произойдут сдвиги равновесного состояния. Так при воздействии внешнего источника тока, когда катодный электрод (-) находится с внутренней стороны мембраны, а анодный электрод (+) с наружной стороны мембраны произойдет нарушение равновесного потенциала для ионов калия. Ионы калия дополнительно будут диффундировать из клетки и потенциал мембраны будет еще более отрицательным, произойдет гиперполяризация мембраны. При смене полярности внешнего источника тока, происходит смещение равновесного потенциала для ионов натрия. Ионы натрия начинают поступать во внутрь клетки, происходит уменьшение электроотрицательности мембраны, мембрана деполяризуется. Изменения мембранного потенциала при действии внешнего источника тока представлены на (рис. 11).

Рис. 11

 

Основными методами при электрофизиологических исследованиях являются методы раздражения и регистрации разностей потенциалов между различными участками тканей или клеток. При этом регистри­руют временные изменения этой разности потенциалов, которая обычно возникает в ответ на электрическое раздражение; она проявляется также при естественных раздражениях, в результате процессов обмена ве­ществ и даже в отсутствии какого-либо раздражения. В физиологии пе­риферических нервов наиболее распространена следующая схема опы­та: электрическое раздражение - ткань - регистрация изменений по­тенциала.

Целью настоящей работы является: обучение и приобретение навыков студентами в исследованиях функциональных систем организма.

ЭЛЕКТРОННАЯ АППАРАТУРА

СТИМУЛЯТОРЫ

Как правило, раздражение должно изменять жизненные процессы в ткани, в результате чего в возбудимой ткани обычно возникает возбуж­дение (импульс). Прибор, генерирующий электрический ток для раз­дражения, называется стимулятором. Один из наиболее простых стиму­ляторов (ЭСЛ-2 Г5-26) представляет собой генератор прямоугольных импульсов с независимой регулировкой их частоты (f), длительности (t) амплитуды (V) и задержкой раздражающего импульса относительно импульса синхронизации. На рис. 1 представлена функциональная схе­ма электростимулятора.

Генератор частоты следования (1) задает частоту следования им­пульсов тока. Каскад задержки (2) формирует время между импульсами синхронизации и раздражающими импульсами. Каскад формирования выходных импульсов (3) регулирует длительность импульсов раздра­жения. Усилитель мощности (4) формирует, регулирует амплитуду, по­лярность выходного импульсного сигнала.

 

Рис. 1. Функциональная схема электростимулятора ЭСЛ-2

В физиологическом эксперименте с целью повышения достоверно­сти воспроизведения результатов, электростимулятор к биологическому объекту подключают через изолирующую приставку (трансформатор}.

Изолирующая приставка обеспечивает гальваническую, емкостную развязку стимулятор- объект, тем самым исключается протекание тока раздражающего импульса (артефакт) через входные цепи усилителя биопотенциалов (УБП). Уменьшение тока по цепи стимулятор - объ­ект - отводящие электроды - усилитель, исключает перегрузку УБП и позволяет повысить точность измерений.

Для некоторых экспериментов требуется, чтобы одиночный им­пульс был подан в определенный момент опыта. Это обеспечивается цепью внешнего запуска прибора. Обычно на передней панели стиму­лятора имеются две клеммы "Внешний запуск", при замыкании которых (тумблер) стимулятор подает одиночный импульс.

В других экспериментах нужна серия импульсов с определенной частотой повторения (f). Режим работы стимулятора — подача одиноч­ного импульса или серии импульсов - определяется положением пере­ключателя на передней панели прибора. Частота повторения импульсов регулируется переключателем и шкалой, про градуированных в импуль­сах в секунду (Гц). Так же регулируется и требуемое выходное напря­жение (в вольтах, милливольтах). Обычно стимулятор позволяет регу­лировать и длительность импульса в пределах от 10 мкс до 10 с и более.

Часто стимулятор используют вместе с электроннолучевым осцил­лографом, так что реакция ткани на раздражение выявляется в виде от­клонения луча осциллографа по вертикали. В этом случае стимулятор обычно генерирует импульс синхронизации, который запускает раз­вертку осциллографа, а затем, после задержки, с выходных клемм сти­мулятора поступает раздражающий импульс. Таким образом, на экране осциллографа можно установить и момент раздражения и момент реак­ции ткани.

ЭЛЕКТРОДЫ

Электроды служат связующим звеном между объектом иссле­дования и приборами. Существует много различных форм электродов, особенности которых определяются их назначением.

В зависимости от роли, выполняемой в данном эксперименте, элек­троды могут быть стимулирующими и отводящими (рис 2, Л — Н). Принципиальной разницы между теми и другими нет, так как один и тог же электрод может выполнять и ту, и другую функцию.

Если электроды предназначены для поляризации ткани, т. е. для воз­действия на нее постоянным током, то их называют поляризующими.

По конструкции, рассчитанной на определенный способ отведения (или раздражения), различают биполярные (рис. 2, А, Д—Л), II унипо­лярные (рис. 2, Б, В, М) электроды.

При униполярном методе отведения потенциалов, стимуляции и по­ляризации тканей различают активный электрод (дифферентный) и пассивный (индифферентный). Активный электрод располагают в зоне отведения потенциалов или на том участке ткани, который необходимо подвергнуть воздействию. Пассивный электрод помещают в некотором удалении от активного, обычно на участке ткани, имеющем низкий и относительно постоянный потенциал, либо на умерщвленном участке ткани, либо в окружающую объект жидкую электропроводную среду. При этом в ряде случаев необходимо, чтобы площадь поверхности, кон­тактирующей с объектом, у пассивного электрода была в несколько раз больше, чем у активного. Индифферентные электроды часто бывают выполнены в виде пластинки из серебра или олова, (рис. 2, Н),

Рис. 2. Внешний вид и схемы различных типов электродов

Если электроды предназначены для расположения на поверхности объекта (на поверхности мышцы, мозга и т. п.), они называются поверх­ностными (рис. 2, Л, В, Г). Такие электроды используют и в тех случа­ях, когда исследуемый объект может быть выделен из окружающих тканей (например, участок нервного ствола) или когда оперативным путем открывается доступ к его поверхности.

Для работы с объектами, расположенными в глубине тканей, приме­няют погружные электроды (рис. 2, Б, Д—М). Конструктивная особен­ность этих электродов состоит в том, что их токопроводящая система (металлические проводники или электролит) защищена от соприкосновения с окружающими тканями, не являющимися объектом исследова­ния.

Часто при физиологических исследованиях возникает необходи­мость применять неполяризующиеся электроды.

'* Существует ряд общих требований, предъявляемых ко всем элек­тродам. Они не должны: 1) оказывать на объект вредного влияния, 2) менять свои свойства при прохождении через них тока и 3) становиться сами источником потенциалов. Последнее особенно важно при элек­трофизиологических исследованиях, когда отводимые потенциалы ма­лы и могут быть значительно искажены поляризационными потенциа­лами.

Как известно, импульсные или переменный токи дают незначи­тельный эффект поляризации, поэтому при работе с ними можно поль­зоваться металлическими электродами, не реагирующими с электроли­тами тканей объекта и не выделяющими ионов, изменяющих состояние объекта. Такими свойствами обладают благородные металлы (золото, серебро, платина), а'также нержавеющая сталь, никель, хром и др.

В противоположность этому постоянный ток, проходя через элек­троды и ткани объекта, вызывает ряд электрохимических процессов. В результате между электродами возникает разность потенциалов, проти­воположная по знаку воздействующему или отводимому потенциалу. Поэтому при воздействии на объект постоянным током, а также при отведении медленно изменяющихся или постоянных потенциалов необ­ходимо применять нелоляризующиеся электроды.

Чаще всего в этих случаях используют серебряные электроды, по­верхность которых электрохимическим путем покрыта тонким слоем хлорида серебра. Для их приготовления в сосуд из темного стекла с 0,9%-ным раствором NaCl (0,IH HC1) погружают серебряные и уголь­ный электроды. К серебряным электродам подключают анод (+), а к угольному — катод (-) любого источника постоянного тока (например, батарея, аккумулятор) напряжением 1,5-^6 В. Затем пропускают посто­янный ток плотностью от 0,1 до 10 А/м² до тех пор, пока серебряные электроды не покроются сплошным слоем хлористого серебра (светло­серый налет, чернеющий на свету). При соприкосновении хлорирован­ных электродов с объектом создается система Ag-AgCI-электролиты тканей объекта, дающая слабый поляризационный ток, которым можно пренебречь. Неполяризующиеся электроды другого типа представляют собой (рис. 2, Г) стеклянные трубки, заполненные насыщенным раство­ром ZnSC>4. В раствор 2 помещают цинковую альгамированную пластинку 3, которую получают погружением цинковой пластинки на не­сколько минут в 10%-ный раствор F^SO,,, а затем в ртуть. Нижний конец стеклянной трубки закрывают каолином, замешанным на растворе Рин-гера 4. Наружной части каолиновой пробки придают форму, удобную для контакта с объектом. Иногда пробку делают из гипса и вставляют в нее мягкую волосяную кисточку 5.

Когда объектом исследования являются микроструктуры (например, одиночные нервные клетки или мышечные волокна), на смену обычным макроэлектродам приходят .микроэлектроды. Они применяются для отведения потенциалов от одиночных клеток или от групп клеток. По­тенциалы отводят как внеклеточно, подводя электрод близко к телу клетки, так и внутриклеточно, вводя электрод внутрь клетки.

Для внутриклеточного отведения обычно используют стеклянные микроэлектроды. Они представляют собой стеклянный капилляр (рис. 2, Б, I) с диаметром 1,5-ьЗ мм. Конец капилляра оттягивают (при нагре­вании) так, чтобы диаметр кончика 2 составлял доли микрометра (обычно меньше 0,5 мкм). Полость капилляра 3 заполняют ЗМ раство­ром KCI и в него погружают серебряную хлорированную проволоку 4, конец которой соединяют непосредственно с переходным устройством (катодный повторитель) и затем со входом усилителя.

Стеклянные микроэлектроды могут служить и для внутриклеточной стимуляции. Если при этом необходимо одновременно отводить потен­циалы, то применяют спаренные двухканальные электроды (рис. 2,Б, 6). Они представляют собой два спаянных капилляра с оттянутыми конца­ми, полости которых изолированы, друг от друга. Один канал такого электрода служит для униполярного отведения, другой—-для униполяр­ного воздействия на клетку (например, анодом или катодом постоянно­го тока).

Стеклянные микроэлектроды с диаметром кончика больше 1 мкм применяют для и внеклеточных отведений. Внеклеточные потенциалы можно отводить металлическими микроэлектродами. Последние пред­ставляют собой стальную (нихром) иглу (рис. 2, Б,б), один конец кото­рой затачивают (чаще всего электролитически) так, чтобы диаметр кон­чика 8 составлял 5-И5 мкм. Снаружи такую иглу покрывают изоли­рующим лаком 7, чтобы свободным от изоляции оставался только кон­чик.

Электроды для стимуляции и отведения могут применяться как в остром, так и в хроническом эксперименте. В последнем случае их иногда вживляют в ткани объекта. Такие электроды называют вживленны­ми.

Некоторые конструктивные особенности электродов могут быть обусловлены стремлением приспособить их к специфике объекта иссле­дования или расширить возможности их использования. Так, для отве­дения потенциалов от поверхности коры больших полушарий или моз­жечка удобен «навесной» электрод (рис. 2, б). Благодаря тому, что его отводящий стержень из серебра подвешен к рамке из диэлектрика 2 на пружинящем волоске от часового баланса 3, электрод не давит на по­верхность коры и не травмирует ее даже в случае значительной пульса­ции мозга.

Погружные электроды (рис. 2, Л, М), выполненные в виде тонких игл (диаметр 0,5 мм), предназначены для отведения биотоков от мышц или от подкорковых структур мозга.

Электроды в стеклянном изолирующем корпусе для стимуляции нервов теплокровных животных представлены на рис. 2, Ж, 3. Один из них, Ж, предназначен для раздражения пересеченного нерва. Нерв вво­дят внутрь трубки за привязанную к его концу лигатуру. Фиксации нер­ва достигают прижатием лигатуры пробкой. После этого электроды по­гружают в ткани, что препятствует охлаждению нервов.

Другие электроды, 3, могут служить для работы с непересеченными нервами. Для этого пробку вынимают, а нерв вводят внутрь корпуса через боковую прорезь 2, проходящую с одной стороны трубки по всей ее длине. Для непересеченных нервов предназначены также погружные электроды, представленные на рис. 2, И, К. Проводники тока у электро­дов И проходят по желобкам в пластинке из диэлектрика. В загнутой ее части они выступают и соприкасаются с нервом 2. В электродах К нерв. 1-1 проходит через прорези в корпусе 2 и контактирует с тремя сереб­ряными проводниками 3, 4, 6. Два из них, 3 и J, соединены вместе и подключаются к аноду, а центральный проводник 4 подсоединяется к катоду. Это позволяет уменьшить распространение петель тока (внепо-люсное распространение тока). После того, как нерв помещен на элек­троды, полость корпуса сверху закрывают крышкой 6, прижимаемой пружинкой 7. При этом выступы на крышке 8 несколько опускают нерв, что обеспечивает его лучшее прилегание к электродам.

Электроды Д и Е (рис, 2) позволяют работать как на пересеченных, так и на целых нервах. Их можно использовать и как поверхностные Д и как погружные Е. В последнем случае электроды У с помещенным на них нервом а — б втягивают внутрь корпуса 3 так, чтобы нерв проходил

Рис. 3. Частотная и переходная характеристика усилителя

Для того чтобы усилить без искажений любой импульс биоэлектри­ческой активности, нужно, чтобы усилитель был способен усилить все компоненты спектра синусоидальных частот, необходимые для пра­вильного воспроизведения этого сигнала. Например, для передачи «бы­стрых» компонентов импульса необходимо, чтобы цепи усилителя про­пускали высокочастотные составляющие спектра сигнала. Пропускание низкочастотных составляющих — необходимое условие усиления по­стоянного или медленно изменяющегося напряжения. Однако спектр сигналов различной формы может располагаться как в ограниченной. так и бесконечно широкой области частот. Усилительные устройства обладают конечной шириной полосы пропускания, поэтому под услов­ной шириной спектра импульсов понимают все составляющие спектра сигнала, существенные для воспроизведения его формы с заданной точ­ностью.

Нахождение спектров сигнала связано с применением рядов и инте­гральных преобразовании Фурье, что представляет определенную сложность. Задача может быть сведена к более простой оценке искаже­ний отдельных компонентов сигнала при его прохождении через линей­ные RC-т-цепи усилительного тракта.

Излишняя неравномерность частотой характеристики в области гра­ничных частот может нарушить исходные соотношения между ампли­тудами компонентов сложного сигнала. Обычно постоянные времени т_в и т„ выбирают таким образом, чтобы в точках граничных частот коэф­фициент усиления составлял примерно 70 % от максимального значения (рис. 3). Как известно, граничные частоты связаны с т_в и т„ соотноше­ниями f_B = (2лт„)"' f_H = (2лт_н)"', т. е., меняя величины т_в и т_н мы получаем возможность смещать граничные частоты, изменяя полосу пропускания усилителя. Так, одновременное увеличение т_в и т„, приведет к сужению полосы со стороны высоких частот и расширению в области низких. Проведем анализ воздействия прямоугольного импульса на линей­ные RC-цепи усилителя. Не нарушая общности, результаты этого ана­лиза могут быть распространены на импульсы, встречающиеся в прак­тике электрофизиологического эксперимента, хотя они значительно отличаются от прямоугольных. При прохождении прямоугольного им­пульса через интегрирующую RC-цепь происходит замедление нараста­ния напряжения на выходе этой цепи, фронт импульса как бы «затяги­вается». При прохождении прямоугольного импульса через диф­ференцирующую RC-цепь по экспоненциальному закону происходит уменьшение напряжения на выходе этой цепи. Это явление искажения вершины («медленная» компонента) прямоугольного импульса иногда называется «скалыванием» плоской части сигнала. Так как усилитель­ный тракт содержит оба вида цепей, то напряжение на вы ходе усилите­ля будет отличаться от входного уменьшенной крутизной фронта и «сколотой» вершиной. Такой вид изменения напряжения на выходе на­зывается переходной характеристикой (рис. 3).

Переходные искажения, которым подвергается импульс, служат ка­чественными показателями усилителей и характеризуются временем установления t_y (равно времени, в течение которого напряжение на вы­ходе изменяется от 10 до 90 % своего максимального значения — точки а и б на рис. 3) и величиной «скола» Дс - AUc/U_max, где AU_C — напря­жение скола. Несложно показать, что время установления связано с по­стоянной времени т_в равенством ty = 2,2 т_в

Величина «скола», характеризующая искажения плоской вершины импульса, выражается в процентах относительно максимального значе­ния U_Bblx и определяется по формуле Дс - 1 - е"'^/т".

Существует тесная связь между частотной и переходной характери­стиками усилителей Д_с =2л f_Ht_y и t_y = 0,35 Гц. Это означает, что искаже­ния «медленной» компоненты импульса будут тем меньше, чем меньше значение f_H, т. е. чем шире полоса пропускания в области низких частот.

Выражения, связывающие t_y, т„, f_B и Д_с, т, f|₍, могут служить для вы­бора параметров схемы, для определения граничных частот частотной характеристики при усилении сигналов сложной формы. Параметры Д_с, t_y, характеризующие искажения прямоугольного импульса, являются своего рода калибровочными величинами, с помощью которых можно определять искажения импульсов различной формы.

 

Рис. 4. Импульсмонофазной электрограммы (А) и частотная характеристика (Б), соответствующая его воспроизведению без значительных искажений

Так, если на вход реального усилителя подать импульс с конечной длительностью фронта нарастания t_H (Рис. 4), то искажения этого на­растающего напряжения могут быть приближенно учтены по следую­щей формуле:

Для сравнительно точного воспроизведения формы импульсов био­электрической активности могут быть рекомендованы следующие пре­делы полосы пропускания усилителя: для нервного импульса 10 Гц — 10 кГц, для ЭКГ 0,2-100 Гц, для ЭГ (монофазной) 0-^-200 Гц, для ЭЭГ 0,3-^200 Гц, для векторэлектрограммы (ВКГ) 0-^200 Гц.

В некоторых случаях при отведении монофазной ЭГ (когда t_H дости­гает значений 1 мс) f_B = 800 Гц.

В усилителях биопотенциалов, как правило, предусматривается воз­можность изменения полосы частот (ступенчатым переключением зна­чений т_в и т_н — фильтров нижних и верхних частот).

Это вызвано необходимостью подавления различного рода мешаю­щих сигналов при избирательной регистрации того или иного процесса. Например, помехами при отведениях нейрограммы («быстрый» про­цесс) могут быть медленные составляющие от механических движений, дыхания и т. д.

В электрофизиологии применяются также усилители постоянного тока, характерная особенность которых состоит в том, что они могут усиливать сколь угодно медленные электрические сигналы.

Нижняя граничная частота таких усилителей равна нулю (тн = О, т„ ^ со). Частотная характеристика в области высших частот в усилите­лях этого-типа имеет тот же вид, что и в усилителях переменного тока.

Одним из важных показателей, характеризующих работу усилителя, является входное сопротивление.

 

 

Рис. 5. Эквивалентная схема входной цепи усилителя

Схема измерения э.д.с. источника сигнала £ с внутренним сопро­тивлением R_B1, при помощи усилителя с входным сопротивлением R_fix изображена на рис. 5, где С_нх — емкость, образованная входной дина­мической емкостью усилительных элементов (лампы или транзисторы) и емкостью монтажа. При макроэлектродных отведениях влиянием этой емкости из-за малых ее значений можно пренебречь.

Напряжение, действующее непосредственно на входных зажимах усилителя, определяется выражением (U_BX = E(R_BH/R_BS +!)"'. Таким обра­зом, точность измерения величины Е будет тем больше, чем больше отношение R_BH/R_BX поэтому в усилителях напряжения, в частности в усилителях биопотенциалов R_BX > R_BII. Внутреннее сопротивление ис­точников биоэлектрической активности может быть самым разным. Так, при внеклеточных отведениях ЭГ, ЭКТ R_BII, различных источников колеблется от нескольких килоом до нескольких десятков килоом. По­этому усилители электрокардиографов и векторкардиоскопов имеют входные сопротивления от 500 кОм до 1 МОм.

R_BH участков нервных стволов или волокон, от которых отводится активность, могут находиться в пределах от нескольких десятков кОм до нескольких сотен кОм. Этим, в частности, определяется R_BX усилите­лей биопотенциалов, которое обычно равно 5-ИО МОм.

При отведении биопотенциалов стеклянными микроэлектродами R_BH достигает (в основном из-за сопротивления микроэлектродов) значений

[OVlO⁹ Ом. Поэтому R_BX усилителя в этом случае должно быть не ниже 10'°н-10^п Ом, и тогда необходимо учитывать влияние емкости С_вх на прохождение высокочастотных компонентов биопотенциалов.

Как видно из рис. 5, на входе усилителя образуется интегрирующая це?пь, постоянная времени которой т_в= R_eHC_B* (пря условии, что R_BX > R_SH в 10 раз). Это, естественно, приведет к сужению полосы пропускания частот указанной схемы. Так, при сопротивлении микроэлектрода 3-Ю⁷Ом и входной емкости 10 пФ т_в = 3-Ю⁷-ИО" — 3-Ю"⁴ с и верхняя граничная частота f_BX = 530 Гц.

Такое значение полосы пропускания в ряде случаев может оказаться недостаточным. В этом легко убедиться на примере регистрации нерв­ного импульса со временем нарастания переднего фронта t_H = 200 мкс. Находим параметры переходной характеристики усилителя f_H = 530 Гц, t_y = 660 мкс. Тогда передний фронт импульса затянется до 700 мкс.

Недопустимость столь больших искажений очевидна. Поэтому в микроэлектродных усилителях принимается целый ряд мер для умень­шения влияния входной емкости: специальные входные каскады — ка­тодные или истоковые повторители и схемы с положительной или от­рицательной обратной связью, введение которых позволяет нейтрализо­вать действие входной емкости.

Почти все усилительные устройства, входящие в состав приборов для регистрации биоэлектрической активности, строятся по дифферен­циальной схеме. К преимуществам таких каскадов усиления по сравне­нию с обычными од покаскадным и можно отнести меньшую величину нелинейных искажений и большую стабильность в работе. Одним из важных свойств дифференциального усилителя является способность подавления внешних помех симфазного сигнала). Это свойство харак­теризуется коэффициентом подавления (дискриминации). Например, в используемых в электрофизиологии усилителях биопотенциалов уни­версального типа УБП-02, УБП2-03, УБПФ4-03 коэффициент дискри­минации равен 10⁴. Такие усилители обладают высокой чувствительно­стью (не менее 20 мкВ/см) и полосой пропускания от 0,1 Гц до 40 кГц (у некоторых типов f_B = 15 кГц), Предусмотрена возможность работы с усилением по постоянному току (в этом случае чувствительность не превышает значений 1 мВ/см), rbx = 10^15 МОм. С применением вы­носных катодных повторителей (УБП1 -02) R_BS оказывается равным примерно 100 МОм.

Не столь высокие требования предъявляются к характеристикам усилителей электрокардиографов. Реальная чувствительность послед-

них не превышает значений десятых долей милливольта на сантиметр. Нижняя граничная частота равна 0,1-5-0,2 Гц. В некоторых типах прибо­ров f,, = 0. Верхняя граница полосы пропускания ограничивается, как правило, частотными данными регистрирующих (чернилопишущих) устройств, у которых f_B = 100 Гц.

В экспериментах, связанных с регистрацией ВКГ, используют трех-канальные векторэлектрокардиоскопы. На входы усилителей этих при­боров подаются два сигнала различных отведении. После усиления один из сигналов подается на вертикальные, а другой — на горизон­тальные отклоняющие пластины электронно-лучевой трубки с длитель­ным послесвечением. Полученная на экране трубки ВКГ, своего рода фигура Лиссажу, характеризует пространственное распределение по­тенциалов сердца. Эти приборы могут быть использованы также для одновременной записи трех стандартных отведении ЭКГ. Полоса про­пускания усилителей векторэлектрокардиоскопов 0-^-400 Гц, чувстви­тельность 0,5 мВ/см.