Измеряющий параметры биоимпеданса прибор взаимодействует с биообъектом через электроды. В области контакта электрода с тканью протекают достаточно сложные физические и химические процессы, влияющие на результаты измерения. Главный результат этих процессов — смена носителей заряда, образующих электрический ток. В проводах и металлических электродах ток образован электронами, движущимися в кристаллической решетке металла, а в ткани — ионами, перемещающимися в растворе электролита.
При контакте электрода с электролитом между ними устанавливается равновесная разность потенциалов, а у поверхности раздела формируется двойной электрический слой (рис. 2.7). При этом атомы материала электрода могут переходить в электролит, а ио-

Рис. 2.7. Двойной электрический слой у контакта

Рис. 2.8. Эквивалентная схема контакта
ны электролита — осаждаться на поверхность электрода. В случае биоимпедансных измерений растворение электрода недопустимо, поэтому применяют электроды из серебра, платины и других инертных металлов, атомы которых лишь участвуют в обмене электронами с ионами.
При пропускании через контакт электрического тока непосредственно у поверхности электрода протекают окислительно-восстановительные реакции, обеспечивающие обмен носителей заряда. Величина разности потенциалов между электродом и электролитом при этом изменяется. Это явление называется поляризацией электрода. Поляризация является нежелательным фактором, так как она создает необходимость прикладывать к контакту дополнительное напряжение для обеспечения протекания тока.
Электроды из чистых инертных металлов характеризуются значительными напряжениями поляризации. Это связано с тем, что атомы материала таких электродов непосредственно не участвуют в реакциях. Для уменьшения поляризации необходимо, чтобы в растворе присутствовали ионы атомов материала электрода, и происходил переход ионов в каком-либо направлении. Такому требованию удовлетворяют широко применяемые Ag/AgCl электроды. На поверхности серебряного электрода формируется слой AgCl. Ионы Cl_ присутствуют в ткани. В зависимости от направления тока происходит или увеличение, или уменьшение толщины слоя AgCl. Напряжение поляризации незначительно и, как правило, не превышает 10 мВ.
Эквивалентная схема контакта (рис. 2.8) содержит несколько параллельных ветвей (Grimnes, Martinsen, 2008). Одна из них отображает процессы, протекающие при химических реакциях на электроде. В эту ветвь входят источник постоянного напряжения поляризации Vn и цепь с сопротивлением Яэл и элементом СРЕэЛ, типа показанной на рис. 2.4,а. Вторая ветвь содержит емкость двойного электрического слоя Сд. Так как этот слой очень тонкий, величина емкости в соответствии с (2.13) оказывается весьма значительной — порядка 10 мкФ на 1 см2 контакта. Третья ветвь отображает адсорбцию частиц из раствора на поверхности электрода. Схема может быть дополнена ветвями, соответствующими другим процессам. Вследствие наличия емкостной ветви модуль импеданса контакта убывает с ростом частоты, так что на частотах выше 5 кГц влияние контакта на измерения незначительно. Но на более низких частотах поляризация и импеданс контакта могут вносить заметный вклад в погрешность измерения.
Особые проблемы возникают при наложении электродов на поверхность кожи. Тонкий (10-20 мкм) роговой слой (stratum сог- neum) в сухом состоянии на постоянном токе имеет очень высокое удельное сопротивление, 104-1050м-м. На переменном токе с ростом частоты удельное сопротивление постепенно уменьшается до ^102Ом-м на 1МГц. При увлажнении кожи ее сопротивление уменьшается. Потовые каналы также уменьшают сопротивление, но их влияние нестабильно.
Высокий импеданс рогового слоя кожи создает серьезные затруднения для измерений. Для их преодоления необходимо, во- первых, очистить кожу в местах наложения электродов и, во- вторых, нанести на кожу специальный гель или солевой раствор, которые пропитывают роговой слой и уменьшают его сопротивление. Также применяются специальные электроды с микроостриями, проникающими через роговой слой и создающими контакт с хорошо проводящим эпидермисом. Наконец, можно снять роговой слой с использованием абразивных материалов.
Полный импеданс контакта состоит из последовательно соединенных импеданса контакта электрода с гелем, импеданса геля и импеданса рогового слоя, уменьшенного за счет пропитки гелем. Перечисленные составляющие имеют достаточно сложные частотные зависимости. В целом модуль импеданса контакта существенно убывает с ростом частоты.
Напряжение на контакте описывается, вообще говоря, нелинейной функцией плотности тока. Поэтому при протекании через контакт синусоидального переменного тока напряжение на контак-

Рис. 2.9. Биполярная (а) и тетраполярная (б) схемы измерений
те может по форме отличаться от синусоиды и содержать высшие гармоники. Этот эффект особенно нежелателен при выполнении измерения одновременно на нескольких частотах, так как приводит к появлению суммарных и разностных частот. С ростом частоты нелинейные искажения уменьшаются, а допустимая плотность тока увеличивается. Платиновый электрод на частоте 1кГц обеспечивает отсутствие заметной нелинейности при плотности тока до 1мА/см2. В случае применения электродов с небольшой площадью поверхности нелинейные искажения могут быть значительными.
Таким образом, импедансы контактов могут оказать существенное влияние на результат измерения биоимпеданса. В биполярной схеме измерений (рис. 2.9,а), в которой одна пара электродов 1 и 2 используется как для подведения тока, так и для снятия напряжения, измеряется модуль суммарного импеданса
(2.32)
где Zci и Zc2 — импедансы контактов, неопределенность и нестабильность которых делают невозможным точное определение импеданса объекта. В связи с этим область применения биполярной схемы ограничена.
В широко применяемой тетраполярной схеме по рис. 2.9,6 через токовые электроды 1 и 2 в объект вводится ток, а с измерительных электродов 3 и 4 снимается напряжение. Если входной импеданс измерителя напряжения значительно больше модуля импеданса объекта, то ток через электроды 3 и 4 и, следовательно, падения напряжений на импедансах контактов ZC3 и Zc4 будут пренебрежимо малы, и будет измеряться напряжение на самом объекте.