RU2415641C1 - Method of evaluating cardiac ejaculation - Google Patents
Method of evaluating cardiac ejaculation Download PDFInfo
- Publication number
- RU2415641C1 RU2415641C1 RU2009136022/14A RU2009136022A RU2415641C1 RU 2415641 C1 RU2415641 C1 RU 2415641C1 RU 2009136022/14 A RU2009136022/14 A RU 2009136022/14A RU 2009136022 A RU2009136022 A RU 2009136022A RU 2415641 C1 RU2415641 C1 RU 2415641C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- electrodes
- cardiac output
- current
- cardiac
- ejaculation
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Description
Область техники, к которой относится изобретение.The technical field to which the invention relates.
Изобретение относится к медицинской технике, а именно к способам функциональной диагностики заболеваний, связанных с нарушениями сердечно-сосудистой системы.The invention relates to medical equipment, and in particular to methods for the functional diagnosis of diseases associated with disorders of the cardiovascular system.
Оценка величины сердечного выброса (СВ) крови является основным показателем работы сердца и используется для выработки тактики лечения пациента в условиях реанимации, реабилитации, кабинетах функциональной диагностики при амбулаторном лечении и т.д.Assessment of the amount of cardiac output (SV) of blood is the main indicator of the work of the heart and is used to develop tactics for treating a patient in intensive care, rehabilitation, functional diagnostic rooms for outpatient treatment, etc.
Сердечный выброс определятся как количество крови, выбрасываемой правым и левым желудочком в единицу времени. В норме эта величина варьирует в широких пределах: при необходимости сердечный выброс может увеличиваться в 3-5 раз по сравнению с покоем. Наиболее точными методами определения величины сердечного выброса являются прямые методы Фика и так называемые методы разведения.Cardiac output is defined as the amount of blood released by the right and left ventricle per unit time. Normally, this value varies widely: if necessary, cardiac output can increase 3-5 times compared with rest. The most accurate methods for determining the value of cardiac output are direct methods of Fick and the so-called dilution methods.
Предшествующий уровень техники.The prior art.
Сердечный выброс в настоящее время можно определить несколькими способами, основанными на использовании различных физических факторов: путем оценки изменений импеданса грудной клетки, разведения индикатора, ультразвуковыми методами и радионуклеидным методом.Cardiac output can now be determined in several ways, based on the use of various physical factors: by assessing changes in the impedance of the chest, diluting the indicator, using ultrasonic methods and the radionuclide method.
К методам оценки величины сердечного выброса предъявляются многочисленные требования: безвредность, техническая простота, биофизическая обоснованность, достоверность и хорошая воспроизводимость результатов, пригодность для частого повторного применения и применимость как в естественных, нормальных для человека условиях, так и в экстремальных условиях и состояниях. Метод не должен влиять на измеряемые показатели.Numerous requirements are imposed on methods for assessing the value of cardiac output: harmlessness, technical simplicity, biophysical validity, reliability and good reproducibility of the results, suitability for frequent repeated use and applicability both in natural and normal conditions for humans, and in extreme conditions and conditions. The method should not affect the measured indicators.
Часто задачей исследования является не столько достоверное определение абсолютных значений показателей, сколько констатация их динамики, т.е. относительная оценка их изменений.Often, the objective of the study is not so much a reliable determination of the absolute values of the indicators as a statement of their dynamics, i.e. relative assessment of their changes.
Ни один метод не удовлетворяет всей совокупности требований.Not a single method satisfies the totality of requirements.
Известны способы и устройства (реоплетизмографы), позволяющие определять величину СВ биоимпедансным методом.Known methods and devices (rheoplethysmographs), allowing to determine the magnitude of the SV bioimpedance method.
Известен способ тетраполярной грудной реографии по Шрамеку (Sramek B. "Hemodynamic and Pump-performance Monitoring by Electrical Bioimpedance". Problems in Respiratory Care, April-June 1989, Vol.2). Согласно этому способу применяются точечные, комфортные электрографические (ЭКГ) электроды, установленные с двух сторон торса, а в расчетной формуле используют модель сферы, в отличие от цилиндра у Кубичека, см. ниже.A known method of tetrapolar thoracic rheography according to Shramek (Sramek B. "Hemodynamic and Pump-performance Monitoring by Electrical Bioimpedance". Problems in Respiratory Care, April-June 1989, Vol.2). According to this method, point, comfortable electrographic (ECG) electrodes installed on both sides of the torso are used, and the sphere model is used in the calculation formula, unlike the Kubitschek cylinder, see below.
Другим аналогом является способ интегральной реографии, описанный в работе М.И.Тищенко "Биофизические и метрологические основы интегральных методов определения ударного объема крови человека". Автореф. докт. дисс., М., 1971 г.Another analogue is the method of integral rheography described in the work of M. I. Tishchenko "Biophysical and metrological foundations of integrated methods for determining the stroke volume of human blood." Abstract. Doct. Diss., M., 1971
Для осуществления метода Тищенко применялся реограф типа РГ1-01. Он имеет мостовую схему, позволяющую измерять базисное (исходное) сопротивление между электродами, компенсировать емкостную составляющую импеданса и работает на частоте 30 кГц, на которой меньше сказываются ошибки за счет изменения линейной скорости кровотока. Его нельзя признать полностью удовлетворяющим требованиям количественной реографии. Это относится прежде всего к амплитудной характеристике прибора. Для регистрации применялись электроды из различных материалов (свинец, посеребренная латунь) общей площадью 100-120 см2. Между кожей и электродами помещались матерчатые прокладки, смоченные щелочным электролитом, заметно стабилизирующим переходное сопротивление.To implement the Tishchenko method, a rheograph of the RG1-01 type was used. It has a bridge circuit that allows you to measure the basic (initial) resistance between the electrodes, compensate for the capacitive component of the impedance and operates at a frequency of 30 kHz, which is less affected by errors due to changes in the linear velocity of blood flow. It cannot be recognized as fully satisfying the requirements of quantitative reography. This applies primarily to the amplitude characteristic of the device. For registration, electrodes made of various materials (lead, silver-plated brass) with a total area of 100-120 cm 2 were used . Between the skin and the electrodes were placed cloth pads moistened with an alkaline electrolyte, noticeably stabilizing the transition resistance.
В этом аналоге область измерения сердечного выброса включает в себя весь торс и конечности, кроме головы. Следовательно, в область измерения включен как большой, так и малый круг кровообращения.In this analogue, the area of measurement of cardiac output includes the entire torso and limbs, except for the head. Consequently, both the large and the small circle of blood circulation are included in the measurement area.
Также известен аналогичный "Способ системной оценки динамики жидкости и крови", см. патент РФ №2314750, рег. 20.01.2008 (Цветков А.А., Николаев Д.В. и др.).Also known is a similar "Method for systematic assessment of fluid and blood dynamics", see RF patent No. 2314750, reg. 01.20.2008 (Tsvetkov A.A., Nikolaev D.V. et al.).
Способ осуществляется следующим образом.The method is as follows.
На конечности человека накладывают токовые и потенциальные электроды, подают зондирующий переменный ток, измеряют импеданс и по его величине определяют физиологические параметры исследуемого региона. Дополнительно накладывают электроды на голову, поочередно к электродам, расположенным на голове Е, правой руке R, левой руке L, левой ноге F и правой ноге N, подключают генератор к токовым электродам, а измеритель напряжения - к потенциальным электродам в совокупности биоимпедансных отведений. Производят суперпозиционный расчет импеданса всего торса от шеи до паховой области и медленных или пульсовых измерений импеданса всего торса, производят суперпозиционный расчет импеданса торакального региона от шеи до уровня мечевидного отростка грудной клетки путем вычитания импеданса региона головы и торса импедансом области головы и абдоминального региона и медленных или пульсовых измерений импеданса торакального региона, после чего производят оценку величины и направленности динамики жидкости и крови. Способ позволяет обеспечить возможность оценки количественного перераспределения жидкости и кровотока по регионам как по в величине, так и по направлению.Current and potential electrodes are applied to the limbs of a person, a probing alternating current is supplied, the impedance is measured and the physiological parameters of the region under study are determined by its magnitude. Additionally, electrodes are placed on the head, alternately to the electrodes located on the head E, the right hand R, the left hand L, the left foot F and the right foot N, the generator is connected to current electrodes, and the voltage meter is connected to potential electrodes in the aggregate of bioimpedance leads. A superpositional calculation of the impedance of the entire torso from the neck to the inguinal region and slow or pulse measurements of the impedance of the entire torso is performed, a superpositional calculation of the impedance of the thoracic region from the neck to the level of the xiphoid process of the chest by subtracting the impedance of the head and torso region by the impedance of the head and abdominal region and slow or pulse measurements of the impedance of the thoracic region, after which they evaluate the magnitude and direction of the dynamics of the fluid and blood. The method makes it possible to assess the quantitative redistribution of fluid and blood flow by region both in magnitude and direction.
Геометрический объем области измерения сердечного выброса Vсв в указанном патенте вычисляют по формуле объема эллипсоида вращения.The geometric volume of the measurement area of cardiac output Vb in this patent is calculated by the formula of the volume of the ellipsoid of revolution.
Для повышения точности и помехозащищенности расчетов при оценке величины сердечного выброса амплитуду реограммы ΔZсв определяют как интеграл ΔZ(t) за время изгнания крови из сердца TiTo increase the accuracy and noise immunity of the calculations when assessing the value of cardiac output, the rheogram amplitude ΔZсв is determined as the integral ΔZ (t) during the time of expulsion of blood from the heart Ti
Здесь требуется дополнительное наложение двух сдвоенных (токовых и потенциальных) электродов на ноги и одного на голову, что весьма неудобно в условиях работы реаниматологов и анестезиологов. Необходимо не менее трех реографических каналов. Кроме того, реальной реограммы аортального отведения нет, она "виртуальна", т.к. ее амплитуда рассчитывается методом суперпозиционного вычитания по трем реографическим отведениям и, соответственно, не может быть проконтролирована в процессе регистрации.This requires an additional overlay of two dual (current and potential) electrodes on the legs and one on the head, which is very inconvenient in the conditions of resuscitation and anesthesiologists. At least three reographic channels are required. In addition, there is no real rheogram of aortic abduction, it is "virtual", because its amplitude is calculated by the method of superpositional subtraction from three rheographic leads and, accordingly, cannot be monitored during the registration process.
В качестве ближайшего аналога принимается биоимпедансный способ оценки величины сердечного выброса по Кубичеку (Kubicek W.G. Impedance Plethysmograph, Pat. USA №3.340.867. A61b 5/02, 1967, sept., 12).As the closest analogue, the bioimpedance method for estimating the value of cardiac output according to Kubitschek (Kubicek W.G. Impedance Plethysmograph, Pat. USA No. 3.340.867.
Регистрацию реограммы по известному способу производят с опоясывающих металлизированных электродов на уровне 5-го шейного позвонка (1-й токовый) и 7-го шейного позвонка (1-й потенциальный) и двух, опоясывающих грудную клетку, на уровне мечевидного отростка грудины (2-й потенциальный) и пояса (2-й токовый).The registration of the rheogram according to the known method is performed from the encircling metallized electrodes at the level of the 5th cervical vertebra (1st current) and the 7th cervical vertebra (1st potential) and two encircling the chest, at the level of the xiphoid process of the sternum (2- potential) and belts (2nd current).
Это основной и, пожалуй, единственный биоимпедансный метод широко распространенный в мировой клинической практике.This is the main and, perhaps, the only bio-impedance method widely used in world clinical practice.
Между потенциальными (измерительными) электродами измеряют импеданс Z (Ом), регистрируют реограмму ΔZ (пульсовые изменения - Z), дополнительно регистрируют диффреограмму dZ/dt (1-ю производную реограммы), измеряют ее амплитуду Ad (Ом/с) и время изгнания крови из сердца Ti до 2-го тона фонокардиограммы (ФКГ), измеряют расстояние между потенциальными электродами L (см), удельное сопротивление крови р (Ом·см) и производят расчет величины сердечного выброса по формуле СВ=ρ·(L2/Z2)·Ad· Ti(cm3).The impedance Z (Ohm) is measured between the potential (measuring) electrodes, the rheogram ΔZ (pulse changes - Z) is recorded, the diffreogram dZ / dt (the 1st derivative of the rheogram) is additionally recorded, its amplitude Ad (Ohm / s) and the time of blood expulsion are measured from the Ti heart to the 2nd tone of the phonocardiogram (PCG), measure the distance between the potential electrodes L (cm), the specific blood resistance p (Ohm · cm) and calculate the value of cardiac output according to the formula CB = ρ · (L 2 / Z 2 ) · Ad · Ti (cm 3 ).
Однако этот способ имеет следующие недостатки.However, this method has the following disadvantages.
Область измерения ограничена верхней частью грудной клетки, так называемым "трансторакальным" регионом, заключенным между измерительными электродами. Однако в область измерения попадает большой и малый круг кровообращения (см. Фиг.5б, US №3340867).The measurement area is limited to the upper part of the chest, the so-called "transthoracic" region, enclosed between the measuring electrodes. However, a large and a small circle of blood circulation falls into the measurement area (see Fig.5b, US No. 3340867).
Расчетная формула для оценки величины сердечного выброса по Кубичеку основана на модели области измерения в форме вертикального цилиндра с основаниями в области шеи и на уровне мечевидного отростка грудины, но значительно точнее может быть представлена усеченным конусом - V1 и цилиндром - V2 (Фиг.6а, там же).The calculation formula for estimating the value of cardiac output according to Kubitschek is based on the model of the measurement area in the form of a vertical cylinder with bases in the neck and at the level of the xiphoid process of the sternum, but can be represented more accurately by a truncated cone - V1 and cylinder - V2 (Fig. 6a, there same).
При определении амплитуды реограммы по Кубичеку используется линейная аппроксимация дифреограммы (прямоугольником) от начала до конца времени изгнания - Ti, т.е. произведение амплитуды дифреограммы (Ad) на время изгнания ΔZ=Ad·Ti (Ом) (Фиг.6б).When determining the rheogram amplitude according to Kubitschek, a linear approximation of the diffraction pattern (by a rectangle) from the beginning to the end of the exile time — Ti, is used, i.e. the product of the amplitude of the diffraction pattern (Ad) by the time of exile ΔZ = Ad · Ti (Ohm) (Fig.6b).
Наложение опоясывающих электродов весьма дискомфортно для пациента и при измерениях становится причиной артефактов т.к. электроды врезаются в тело при дыхании (особенно форсированном, а на выдохе провисают, искажают величину измеряемого импеданса и форму регистрируемой реограммы). Метод расчета величины сердечного выброса, основанный на регистрации дифреограммы, влечет повышение требований к регистрирующей аппаратуре: полосе пропускаемых частот, шумам и предполагает использование сигнала дополнительного фонокардиографического датчика.The application of girdle electrodes is very uncomfortable for the patient and during measurements becomes the cause of artifacts. electrodes crash into the body during breathing (especially forced, but sag on the exhale, distort the magnitude of the measured impedance and the shape of the recorded rheogram). The method of calculating the value of cardiac output, based on the registration of the diffraction pattern, entails an increase in the requirements for recording equipment: bandwidth, noise, and involves the use of an additional phonocardiographic sensor signal.
Краткое изложение сущности изобретенияSummary of the invention
Изобретение направлено на решение задачи устранения недостатков известных способов оценки величины сердечного выброса.The invention is directed to solving the problem of eliminating the disadvantages of the known methods for estimating cardiac output.
Целью изобретения является повышение достоверности и помехозащищенности импедансной оценки величины сердечного выброса путем повышения точности совмещения области импедансных измерений и области, в которой локализованы наиболее выраженные проявления сердечного выброса биообъекта, характерные для большого круга кровообращения, и минимизированы - для малого.The aim of the invention is to increase the reliability and noise immunity of the impedance estimation of cardiac output by increasing the accuracy of combining the area of impedance measurements and the area in which the most pronounced manifestations of cardiac output of a biological object, typical for a large circle of blood circulation, are localized and minimized for a small one.
Технический результат достигается за счет того, что в способе оценки величины сердечного выброса, заключающегося в том, что на пациента накладывают токовые электроды, подключенные к генератору высокочастотного тока, и потенциальные электроды, подключенные к измерителю высокочастотного напряжения, измеряют междуэлектродный импеданс, регистрируют реограмму и рассчитывают величину сердечного выброса, используют два потенциальных электрода, которые накладывают на правую и левую руку, и две пары токовых электродов - два фронтальных и два задних, два фронтальных токовых электрода накладывают на переднюю поверхность грудной клетки по средней горизонтальной линии, соединяющей руки под серединой ключичных выступов, а два задних токовых электрода устанавливают симметрично на поверхности спины в областях проекции передних электродов и соединяют их с фронтальными, после измерения импеданса и регистрации реограммы рассчитывают геометрический объем аортальной области измерения сердечного выброса по формуле:The technical result is achieved due to the fact that in the method of estimating the amount of cardiac output, which consists in the fact that current electrodes connected to a high-frequency current generator are applied to the patient, and potential electrodes connected to a high-frequency voltage meter measure the interelectrode impedance, record the rheogram and calculate the magnitude of the cardiac output, use two potential electrodes that are placed on the right and left hand, and two pairs of current electrodes - two front and two the rear, two frontal current electrodes are placed on the front surface of the chest along the mid horizontal line connecting the hands under the middle of the clavicular protrusions, and two rear current electrodes are installed symmetrically on the back surface in the projection areas of the front electrodes and connect them to the front ones, after measuring the impedance and registration rheograms calculate the geometric volume of the aortic region for measuring cardiac output according to the formula:
где k - коэффициент эффективной части области измерения, равный 0,5, он получен в численном виде по данным моделирования в программе "Matlab 7" как суммарная чувствительность по всему объему области измерения;where k is the coefficient of the effective part of the measurement region, equal to 0.5, it is obtained in numerical form according to the simulation data in the program "Matlab 7" as the total sensitivity over the entire volume of the measurement region;
π - число, равное 3,14,π is a number equal to 3.14,
А - расстояние между шеей и мечевидным отростком,A is the distance between the neck and the xiphoid process,
В - расстояние между подмышечными впадинами,In - the distance between the armpits,
Q - периметр грудной клетки на уровне подмышечной линии,Q - chest perimeter at the axillary line,
L - расстояние между измерительными электродами,L is the distance between the measuring electrodes,
а величину сердечного выброса большого круга кровообращения оценивают с учетом геометрического объема аортальной области измерения сердечного выброса:and the value of cardiac output of a large circle of blood circulation is estimated taking into account the geometric volume of the aortic region of measurement of cardiac output:
где Vсв - геометрический объем аортальной области измерения сердечного выброса, рассчитанный по формуле (1),where Vsv is the geometric volume of the aortic region for measuring cardiac output, calculated by the formula (1),
ΔZсв - амплитуда реограммы, определяемая как интеграл ΔZ(t), за время изгнания крови из сердца - Ti по формуле (1),ΔZsv - rheogram amplitude, defined as the integral ΔZ (t), during the expulsion of blood from the heart - Ti according to the formula (1),
Zсв - межэлектродный импеданс.Zsv - interelectrode impedance.
Теоретически область измерения должна быть ограничена только аортой или (практически) всеми исходящими из аорты разветвляющимися крупными сосудами, уходящими в голову, руки и нижнюю часть торса, т.е. большой круг кровообращения, и не должна включать в себя малый круг - захватывать правый желудочек сердца, легочную артерию и сами легкие (Фиг.1а).Theoretically, the measurement area should be limited only to the aorta or (practically) all branching large vessels originating from the aorta, extending to the head, arms and lower torso, i.e. a large circle of blood circulation, and should not include a small circle - to capture the right ventricle of the heart, pulmonary artery and the lungs themselves (Figa).
Реализовать такую локализацию области измерения с поверхностно расположенных токовых и потенциальных электродов на поверхности грудной клетки практически невозможно.It is almost impossible to realize such a localization of the measurement region from surface-mounted current and potential electrodes on the surface of the chest.
Ток можно вводить через электроды, расположенные на доступных для наложения электродов частях рук. Тогда преимущественной областью его распределения является только верхняя часть торакального региона. При этом наибольшая плотность зондирующего тока, пересекающего полость грудной клетки в горизонтальном направлении, приходится на уровень расположения аорты, а основные сосуды малого круга остаются в области меньших плотностей зондирующего тока.Current can be introduced through electrodes located on the parts of the hands that are accessible for applying electrodes. Then the predominant area of its distribution is only the upper part of the thoracic region. In this case, the highest density of the probing current crossing the chest cavity in the horizontal direction is at the level of the aorta, and the main vessels of the small circle remain in the region of lower densities of the probing current.
На Фиг.1б показаны наложение и подключение электродов при измерении по данному способу. В соответствие с законом Кирхгофа, теоремой взаимности, источник э.д.с. 7 и тока 8, переставлены местами (для удобства реализации предлагаемого способа).On figb shows the imposition and connection of the electrodes when measuring by this method. In accordance with Kirchhoff’s law, reciprocity theorem, source of emf 7 and current 8, rearranged (for ease of implementation of the proposed method).
Повышение точности локализации области измерения сердечного выброса большого круга кровообращения обеспечивается следующим образом.Improving the accuracy of localization of the measurement area of cardiac output of a large circle of blood circulation is provided as follows.
1. Два потенциальных электрода - 1 (RU - правый) и - 2 (LU - левый) устанавливают на правую и левую руку (соответственно) и подключают к измерителю высокочастотного напряжения 7.1. Two potential electrodes - 1 (RU - right) and - 2 (LU - left) are installed on the right and left hand (respectively) and connected to a high-frequency voltage meter 7.
2. На переднюю поверхность грудной клетки на уровне середины аорты, по средней горизонтальной линии (соединяющей руки), под серединой ключичных выступов накладывают два фронтальных токовых электрода - 3(RI) и - 5(LI).2. On the front surface of the chest at the level of the middle of the aorta, along the mid horizontal line (connecting the arms), under the middle of the clavicular protrusions, two frontal current electrodes are applied - 3 (RI) and - 5 (LI).
3. Задние токовые электроды - 4(RI) и - 6(LI) устанавливают симметрично на поверхности спины в областях проекции передних электродов, накладывают симметрично на поверхности спины, соединяют с фронтальными токовыми электродами и подключают к генератору тока 8.3. The rear current electrodes - 4 (RI) and - 6 (LI) are installed symmetrically on the back surface in the projection areas of the front electrodes, are applied symmetrically on the back surface, connected to the front current electrodes and connected to the current generator 8.
4. Производят измерение импедансов Zсв, регистрируют реограмму ΔZ(t), измеряют и рассчитывают амплитуду реограммы ΔZсв по формуле (3).4. Measure the impedances Zsv, record the rheogram ΔZ (t), measure and calculate the amplitude of the rheogram ΔZsv according to formula (3).
5. Рассчитывают геометрический объем аортальной области измерения сердечного выброса Vсв, который по форме близок к горизонтально ориентированному цилиндру с эллиптическим основанием (полуцилиндру, при одностороннем наложении электродов), объем которого рассчитывают по формуле:5. Calculate the geometric volume of the aortic region for measuring cardiac output Vsv, which is close in shape to a horizontally oriented cylinder with an elliptical base (half cylinder, with unilateral application of electrodes), the volume of which is calculated by the formula:
где k - коэффициент эффективной части области измерения, равный 0,5,where k is the coefficient of the effective part of the measurement region, equal to 0.5,
π - число, равное 3,14,π is a number equal to 3.14,
А - расстояние между шеей и мечевидным отростком (см),A is the distance between the neck and the xiphoid process (cm),
В - расстояние между подмышечными впадинами (см),In - the distance between the armpits (cm),
С - расстояние от передней поверхности грудины до поверхности спины на уровне подмышечных впадин (см).C is the distance from the front surface of the sternum to the surface of the back at the level of the armpits (cm).
Расстояние С может быть определено через периметр по соотношению:The distance C can be determined through the perimeter by the ratio:
где Q - периметр грудной клетки на уровне подмышечной линии (см).where Q is the perimeter of the chest at the level of the axillary line (cm).
Тогда объем аортальной области измерения равен:Then the volume of the aortic region of measurement is equal to:
С учетом расстояния между измерительными электродами L (см) геометрический объем аортальной области измерения сердечного выброса рассчитывают по формуле:Given the distance between the measuring electrodes L (cm), the geometric volume of the aortic region of the measurement of cardiac output is calculated by the formula:
6. В завершение определяют величину сердечного выброса большого круга кровообращения по формуле (3).6. In conclusion, determine the amount of cardiac output of a large circle of blood circulation according to the formula (3).
Краткое описание чертежейBrief Description of the Drawings
Сущность изобретения и возможность достижения технического результата будут более понятны из последующего описания со ссылками на позиции чертежей, где:The invention and the possibility of achieving a technical result will be more clear from the following description with reference to the position of the drawings, where:
на Фиг.1а изображена аортальная область измерения сердечного выброса крови,on figa shows the aortic region of measurement of cardiac output of blood,
на Фиг.1б - схема подключения электродов при измерении согласно настоящему изобретению,on figb - connection diagram of the electrodes when measuring according to the present invention,
на Фиг.2а и 2б - соответственно трехмерный и двумерный графики распределения чувствительности регистрации кровотока в плоском сечении,on figa and 2b, respectively, three-dimensional and two-dimensional graphs of the distribution of sensitivity of registration of blood flow in a flat section,
на Фиг.3а и 3б - соответственно трехмерный и двумерный графики распределения чувствительности в поперечном сечении при расположении измерительных электродов на груди и спине,on figa and 3b, respectively, three-dimensional and two-dimensional graphs of the distribution of sensitivity in cross section with the location of the measuring electrodes on the chest and back,
на Фиг.4а и 4б - соответственно трехмерный и двумерный графики распределения чувствительности в поперечном сечении при расположении потенциальных электродов только на груди,on figa and 4b, respectively, three-dimensional and two-dimensional graphs of the distribution of sensitivity in cross section with the location of potential electrodes only on the chest,
на Фиг.5а и 5б - трехмерный и двумерный графики распределения чувствительности в плоском сечении при измерении сердечного выброса по Кубичеку,on figa and 5b - three-dimensional and two-dimensional graphs of the distribution of sensitivity in a flat section when measuring cardiac output according to Kubitschek,
на Фиг.6а и 6б приведены изображения соответственно определяемого по Кубичеку объема области измерения и аппроксимация амплитуды дифреограммы по Кубичеку,on figa and 6b shows the images respectively determined by Kubitschek volume of the measurement region and the approximation of the amplitude of the diffraction pattern according to Kubitschek,
на Фиг.7а и 7б - трехмерный и двумерный графики распределения чувствительности в плоском сечении при измерении сердечного выброса по Тищенко,on figa and 7b - three-dimensional and two-dimensional graphs of the distribution of sensitivity in a flat section when measuring cardiac output according to Tishchenko,
на Фиг.8а и 8б - схемы наложения и подключения электродов по изобретению и методике Кубичека,on figa and 8b are a diagram of the application and connection of the electrodes according to the invention and the Kubitschek technique,
на Фиг.9 - пример регистрации данных при обследовании конкретного пациента.figure 9 is an example of data recording during the examination of a particular patient.
Пример осуществления изобретенияAn example embodiment of the invention
Изобретение осуществляется следующим образом.The invention is as follows.
На Фиг.8а и 8б показаны соответственно схемы подключения электродов по предлагаемой методике и по методике Кубичека.On figa and 8b respectively shows the connection diagram of the electrodes according to the proposed methodology and according to the method of Kubitschek.
На правой руке устанавливают первый потенциальный электрод 1 (RI), а на левой руке устанавливают второй потенциальный электрод 2 (LI), например ЭКГ-клипсы, как при регистрации электрокардиограммы.The first potential electrode 1 (RI) is installed on the right hand, and the second potential electrode 2 (LI) is installed on the left hand, for example, ECG clips, as when registering an electrocardiogram.
На правой и левой руке также устанавливают электроды для регистрации электрокардиограммы (ЭКГ) рядом с реографическими - потенциальными, не создающими артефактов в отличие от токовых.Electrodes for recording an electrocardiogram (ECG) are also placed on the right and left hands along with rheographic - potential, not creating artifacts, unlike current ones.
Передние токовые электроды 3 (RU) и 5 (LU) устанавливают на поверхности грудной клетки по средней горизонтальной линии (соединяющей руки), под серединой ключичных выступов, например ЭКГ-присоски.The front current electrodes 3 (RU) and 5 (LU) are installed on the surface of the chest in the mid-horizontal line (connecting the arms), under the middle of the clavicular protrusions, for example, an ECG suction cup.
Задние токовые электроды 4 (RU) и 6 (LU) устанавливают симметрично на поверхности спины в областях проекции передних, например, одноразовые самоклеющиеся (мониторные) ЭКГ-электроды.The rear current electrodes 4 (RU) and 6 (LU) are installed symmetrically on the back surface in the front projection areas, for example, disposable self-adhesive (monitor) ECG electrodes.
Причем электроды 3 (RU) и 4 (RU), а также 5 (RU) и 6 (RU) соединены попарно проводниками.Moreover, the electrodes 3 (RU) and 4 (RU), as well as 5 (RU) and 6 (RU) are connected in pairs by conductors.
Метод математического моделирования позволяет строить трехмерные графики распределения чувствительности импедансных измерений в плоских моделях различных регионов тела.The method of mathematical modeling allows you to build three-dimensional graphs of the distribution of the sensitivity of impedance measurements in flat models of different regions of the body.
На Фиг.2а и 2б представлены соответственно трехмерный график распределения чувствительности регистрации кровотока в плоском сечении и двумерный график зоны равной чувствительности, т.е. "эквипотенциалей".Figures 2a and 2b show, respectively, a three-dimensional graph of the distribution of sensitivity of blood flow registration in a flat section and a two-dimensional graph of an area of equal sensitivity, i.e. "equipotentials".
Применение парных электродов обеспечивает равномерную чувствительность к изменению импеданса при пульсациях крови в глубине измеряемой области (Фиг.3). Для нормостеников и астеников электроды могут быть одинарные, т.е. расположенные только на фронтальной поверхности грудной клетки (Фиг.4). Основные сосуды расположены в передней области грудной клетки, поэтому возможна работа только с грудными электродами.The use of paired electrodes provides uniform sensitivity to changes in impedance during pulsations of blood in the depth of the measured area (Figure 3). For normostenics and asthenics, the electrodes can be single, i.e. located only on the front surface of the chest (Figure 4). The main vessels are located in the anterior region of the chest, so it is possible to work only with the chest electrodes.
Потенциальные электроды подключаются к измерительному входу прибора 7 (расположенные на правой стороне - к одному входу, на левой - к другому), а токовые - к выходу генератора 8, например модифицированной реоприставки РПКА2-01, для компьютерного анализа "МЕДАСС" или МАГИ-01 м с соответствующим программным обеспечением.Potential electrodes are connected to the measuring input of the device 7 (located on the right side - to one input, on the left - to the other), and current ones - to the output of the generator 8, for example, the RPKA2-01 modified re-set-top box, for computer analysis of "MEDASS" or MAGI-01 m with appropriate software.
Прибор производит измерение импедансов Z(RL), регистрацию реограммы ΔZ(t) и расчет амплитуды реограммы по формуле (1).The device measures the impedances Z (RL), records the rheogram ΔZ (t) and calculates the amplitude of the rheogram according to formula (1).
По данным антропометрических измерений пациента рассчитывают геометрический объем аортальной области измерения по формуле (7а).According to the anthropometric measurements of the patient, the geometric volume of the aortic region of the measurement is calculated by the formula (7a).
Затем по формуле (3) определяют величину сердечного выброса большого круга кровообращения, а также минутный объем кровообращения МОК и систолический индекс СИ.Then, according to the formula (3), the cardiac output of a large circle of blood circulation is determined, as well as the minute volume of blood circulation of the IOC and the systolic SI index.
ПримерExample
В качестве примера приведены данные измерений и расчетов.As an example, the data of measurements and calculations are given.
Вес пациента "Н"=86 (кг), рост=182 (см).Patient's weight "N" = 86 (kg), height = 182 (cm).
Размеры А=21 см, В=38 см, L=18 см, Q=106 см.Dimensions A = 21 cm, B = 38 cm, L = 18 cm, Q = 106 cm.
Объем Vсв=0,5·0,39·21·38·(0,637·106-38+0,5·18)=5994 куб.см.Volume Vsv = 0.5 · 0.39 · 21 · 38 · (0.637 · 106-38 + 0.5 · 18) = 5994 cc
Величина межэлектродного импеданса Zсв=13,6 Ом.The value of the interelectrode impedance Zsv = 13.6 Ohms.
Амплитуда реограммы ΔZсв=0,19 Ом.The rheogram amplitude ΔZsv = 0.19 Ohm.
Объем Vсв=0,5·0,39·21·38·(0,637·106-38+0,5·18)=5994 куб.см.Volume Vsv = 0.5 · 0.39 · 21 · 38 · (0.637 · 106-38 + 0.5 · 18) = 5994 cc
Частота сердечных сокращений ЧСС=61 (1/мин).Heart rate heart rate = 61 (1 / min).
Минутный объем кровообращения МОК=Vсв·ЧСС=83,74·61≈5,108 (л/мин).Minute volume of blood circulation IOC = Vsv · HR = 83.74 · 61≈5.108 (l / min).
Площадь поверхности тела пациента ППТ=2,2 кв.м.Patient’s body surface area PPT = 2.2 sq.m.
Систолический индекс СИ=МОК/ППТ=5,1/2,2≈2,3 (л/мин/кв.м).Systolic index SI = MOK / PPT = 5.1 / 2.2≈2.3 (l / min / sq.m).
Примечание. В качестве критерия, позволяющего оценить приближение географического способа определения сердечного выброса с поверхностных электродов к инвазивному съему реограммы - регистрации сигнала непосредственно с аорты, может быть использована величина удельного сопротивления «ρ» измеряемого эффективного объема. Известно, что величина удельного сопротивления крови близка к 150 Ом·см, а величина «ρ» тканей торакальной области, измеряемая в отведении по Кубичеку, составляет более 450 Ом·см. Величина удельного сопротивления измеряемой области в предложенном отведении составляет 210-230 Ом·см, что значительно ближе к удельному сопротивлению крови, и отражает долю объема, приходящегося в измеряемой области на аорту и крупные сосуды.Note. As a criterion for assessing the approximation of the geographical method for determining cardiac output from surface electrodes to invasive rheogram removal - recording a signal directly from the aorta, the resistivity value ρ of the measured effective volume can be used. It is known that the specific resistance of the blood is close to 150 Ohm · cm, and the ρ value of the tissues of the thoracic region, measured in the lead according to Kubitschek, is more than 450 Ohm · cm. The value of the specific resistance of the measured area in the proposed lead is 210-230 Ohm · cm, which is much closer to the specific resistance of the blood, and reflects the proportion of the volume attributable to the aorta and large vessels in the measured area.
На фиг.9 приведен пример регистрации: электрокардиограммы - ЭКГ, реограммы - РЕО, диффреограммы - ДИФ и интегральной реограммы - ИНТ.Figure 9 shows an example of registration: electrocardiograms - ECG, rheograms - REO, diffreograms - DIF and integral rheograms - INT.
В таблице 1 приведены данные конкретного пациента "Н" при проведении измерений по данному методу. Обследование проводилось поочередно: в положении лежа, стоя, сразу после нагрузки (25 приседаний в произвольном темпе) и по окончании нагрузки через 10 минут. Полученные результаты демонстрируют, что динамическая чувствительность параметров гемодинамики СВ, МОК и СИ достаточно выражена.Table 1 shows the data for a particular patient "N" when taking measurements using this method. The examination was carried out alternately: in the supine position, standing immediately after the load (25 squats at an arbitrary pace) and at the end of the load after 10 minutes. The results obtained demonstrate that the dynamic sensitivity of the hemodynamic parameters of CB, IOC, and SI is quite pronounced.
Исследовалась устойчивость оценки СВ к смещению потенциальных электродов в горизонтальном направлении. В таблице 2 приведены величины погрешности оценки СВ при проведении измерений с установкой измерительных электродов со значимыми изменениями расстояния L. Аппроксимация представленных в таблице величин ΔL и ΔСВ к вероятным в медицинской практике погрешностям установки электродов по горизонтали на ±1 см позволяет оценить погрешности СВ как -0,8% и +1% соответственно.We studied the stability of the CB estimate to the displacement of potential electrodes in the horizontal direction. Table 2 shows the magnitude of the error in the estimation of CB during measurements with the installation of measuring electrodes with significant changes in the distance L. Approximation of the values of ΔL and ΔСВ presented in the table to the horizontal errors of electrode installation by ± 1 cm, probable in medical practice, allows us to estimate the errors of CB as -0 , 8% and + 1%, respectively.
Промышленная применимостьIndustrial applicability
Описанный способ имеет такую же высокую точность определения ударного выброса, как и инвазивные методы, но не создает по сравнению с ними риска для пациента, не требует стерильных условий выполнения и высококвалифицированного медицинского персонала.The described method has the same high accuracy in determining the impact emission as invasive methods, but does not create a risk for the patient in comparison with them, does not require sterile execution conditions and highly qualified medical personnel.
Claims (1)
Vсв≅k·(π/8)·A·B·[(2·Q/π)-B+k·L],
где k - коэффициент эффективной части области измерения, равный 0,5;
А - расстояние между шеей и мечевидным отростком;
В - расстояние между подмышечными впадинами;
Q - периметр грудной клетки на уровне подмышечной линии;
L - расстояние между измерительными электродами,
а величину сердечного выброса большого круга кровообращения оценивают с учетом геометрического объема аортальной области измерения сердечного выброса:
CB=Vсв·(ΔZсв/Zсв),
где Vсв - геометрический объем аортальной области измерения сердечного выброса;
ΔZсв - амплитуда реограммы;
Zсв - межэлектродный импеданс. A method for estimating the amount of cardiac output, which consists in applying current electrodes connected to a high-frequency current generator to the patient, and potential electrodes connected to a high-frequency voltage meter, measure the interelectrode impedance, record a rheogram and calculate the amount of cardiac output, which is different from that used two potential electrodes that are placed on the right and left hand, and two pairs of current electrodes - two front and two rear, two front current elec the trodes are placed on the front surface of the chest along the mid horizontal line of the connecting arm, under the middle of the clavicular protrusions, and two rear current electrodes are installed symmetrically on the back surface in the projection areas of the front electrodes and connected to the front ones, after measuring the impedance and recording the rheogram, the geometric volume of the aortic areas of measurement of cardiac output according to the formula:
Vsv≅k · (π / 8) · A · B · [(2 · Q / π) -B + k · L],
where k is the coefficient of the effective part of the measurement region, equal to 0.5;
A is the distance between the neck and the xiphoid process;
In - the distance between the armpits;
Q - chest perimeter at the axillary line;
L is the distance between the measuring electrodes,
and the value of cardiac output of a large circle of blood circulation is estimated taking into account the geometric volume of the aortic region of measurement of cardiac output:
CB = Vsv · (ΔZsv / Zsv),
where Vsv is the geometric volume of the aortic region for measuring cardiac output;
ΔZsv - rheogram amplitude;
Zsv - interelectrode impedance.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2009136022/14A RU2415641C1 (en) | 2009-09-29 | 2009-09-29 | Method of evaluating cardiac ejaculation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2009136022/14A RU2415641C1 (en) | 2009-09-29 | 2009-09-29 | Method of evaluating cardiac ejaculation |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2415641C1 true RU2415641C1 (en) | 2011-04-10 |
Family
ID=44052038
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2009136022/14A RU2415641C1 (en) | 2009-09-29 | 2009-09-29 | Method of evaluating cardiac ejaculation |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2415641C1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2547961C1 (en) * | 2014-02-10 | 2015-04-10 | Виталий Юрьевич Мишланов | Method for structure functional heart study and chronic cardiac failure diagnosis by means of high-frequency electrical impedance analysis |
-
2009
- 2009-09-29 RU RU2009136022/14A patent/RU2415641C1/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| СУББОТИН В.В. и др. Малоинвазивные способы определения сердечного выброса. Анестезиология и реаниматология, 2007, 5, с.61-63. MEYER S et al. Assessment of portable continuous wave Doppler ultrasound (ultrasonic cardiac output monitor) for cardiac output measurements in neonates. J Paediatr Child Health. 2009 Jul-Aug; 45(7-8):464-468. * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2547961C1 (en) * | 2014-02-10 | 2015-04-10 | Виталий Юрьевич Мишланов | Method for structure functional heart study and chronic cardiac failure diagnosis by means of high-frequency electrical impedance analysis |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5496510B2 (en) | Apparatus and process for electrical measurement of body function and condition | |
| US9808168B2 (en) | Method and system for non-invasive measurement of cardiac parameters | |
| Summers et al. | Bench to bedside: electrophysiologic and clinical principles of noninvasive hemodynamic monitoring using impedance cardiography | |
| JP2875137B2 (en) | Non-invasive medical device for determining cardiopulmonary parameters | |
| JP4739753B2 (en) | Device for monitoring patients with congestive heart failure using bioimpedance technique | |
| JP6351504B2 (en) | Device for obtaining cardiovascular information by measuring between two limbs | |
| US20060264775A1 (en) | Methods of and apparatus for determining fluid volume presence in mammalian tissue | |
| US20060247543A1 (en) | High resoution bio-impedance device | |
| US20150297099A1 (en) | Parametric electric impedance tomography of the chest | |
| JP2016511032A (en) | ECG equipment | |
| Arad et al. | The detection of pleural effusion using a parametric EIT technique | |
| Zheng et al. | Peripheral arterial volume distensibility: significant differences with age and blood pressure measured using an applied external pressure | |
| Woltjera et al. | Prediction of pulmonary capillary wedge pressure and assessment of stroke volume by noninvasive impedance cardiography | |
| RU2314750C1 (en) | Method for carrying out systemic fluid and blood dynamics evaluation | |
| Gotshall et al. | Comparison of two impedance cardiographic techniques for measuring cardiac output | |
| RU2415641C1 (en) | Method of evaluating cardiac ejaculation | |
| JP2013183767A (en) | Muscle function evaluation method and muscle function evaluation apparatus | |
| Ipate et al. | The stroke volume and the cardiac output by the impedance cardiography | |
| Urban et al. | Surface Potential Simulation for Robust Electrode Placement by MRI Based Human Phantom with FEM Based Quasi-Static Solver for Bioimpedance Measurement | |
| RU2499553C1 (en) | Method of early diagnostics of chronic heart failure in people | |
| KR102498057B1 (en) | Weight scale type reactance cardiac output monitoring apparatus and method | |
| Corciova et al. | Hemodynamic monitoring using peripheral impedance plethysmography | |
| Kozlova et al. | Estimating Chest Geometry Assumptions in Modeling Precordial Measurements | |
| US10524668B2 (en) | Method and apparatus for determination of left ventricular stroke volume and cardiac output using the arteries of the forearm by means of integration technique | |
| Lozano-Nieto | Clinical applications of bioelectrical impedance measurements |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20110930 |