RU2692959C2

RU2692959C2 - Способ биоимпедансного определения объемов жидкости тела и устройство для его осуществления

Info

Publication number: RU2692959C2
Application number: RU2016137935A
Authority: RU
Inventors: Евгений Николаевич Капитанов
Original assignee: Общество С Ограниченной Ответственностью "Нпо Румед"
Priority date: 2016-09-23
Filing date: 2016-09-23
Publication date: 2019-06-28
Also published as: WO2018056863A1; RU2016137935A3; RU2016137935A

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для биоимпедансного определения объемов жидкости тела содержит четыре пары электродов, каждая из которых содержит токовый и потенциальный электрод для фиксации на конечностях, пятый токовый электрод, предназначенный для фиксации на шее, и пятый потенциальный электрод, генератор зондирующих сигналов, разноименные выходы которого через первый и второй коммутаторы, содержащие токовые выходы и потенциальные входы, соединены с парами электродов. Потенциальные выходы коммутаторов соединены с входами детектора, выход которого через аналогово-цифровой преобразователь соединен с сигнальным входом блока управления и регистрации, первый управляющий выход которого соединен с управляющим входом генератора, а второй и третий управляющие выходы - с управляющими входами коммутаторов. Первый и второй коммутаторы соединены между собой. Пятый потенциальный электрод для фиксации на шее образует пару совместно с пятым токовым электродом. Пары электродов посредством первой и второй электрических шин соединены с токовыми выходами и потенциальными входами коммутаторов. Первая электрическая шина содержит отводы для двух пар электродов в последовательности, начиная от коммутатора, для ноги и руки. Вторая электрическая шина содержит отводы для трех пар электродов в последовательности, начиная от коммутатора, для ноги, руки и шеи. Между разноименными выходами генератора зондирующих сигналов подключена калибровочная цепочка, содержащая последовательно соединенные резистор и управляемый ключ, вход которого соединен с четвертым выходом блока управления и регистрации. Достигается повышение точности определения объемов клеточной жидкости торакальной и абдоминальной областей туловища, а также повышение точности определения внеклеточного и клеточного объемов жидкости тела при измерениях импеданса тела посредством электродов, не расположенных на туловище, а также в обеспечении контроля качества контакта электродов с телом в процессе измерения импеданса. 2 з.п. ф-лы, 10 ил., 4 табл.

Description

Изобретение относится к области медицины, а именно к неинвазивным методам определения объемов жидкости в теле пациента в которых в качестве зондирующего сигнала используется переменный электрический ток, а также к устройствам, осуществляющим такой способ.

Современные методы диагностики позволяют проводить разносторонние исследования, не нарушая целостности кожного покрова у больного. Это достигается за счет использования зондирующих излучений, обладающих высокой проникающей способностью, например: рентгеновское, ультразвуковое или магнитное, а также электрического тока. В результате взаимодействия с тканями организма сигналы, зондирующих излучений изменяют свои параметры, на основании чего удается получить ряд характеристик, отражающих строение организма и состояние органов и тканей.

Адекватная оценка состояния больного в значительной мере является гарантией его полной реабилитации. Развитие патологии в организме сопровождается функциональными реакциями органов и систем. Данные реакции проявляются в изменении состояния водного баланса больного в виде отклонений от нормы вне- и внутриклеточного объемов жидкости. Контроль параметров водного баланса больного позволяет достоверно оценивать направленность первичных функциональных реакций его организма и адекватно корректировать проводимый лечебный процесс.

Гемодиализ (ГД) является одним из основных методов лечения больных с терминальной почечной недостаточностью (ТПН). Адекватность ГД оценивают по эффективности удаления продуктов метаболизма из крови и по поддержанию водного баланса.

У большинства больных, находящихся на ГД, наблюдается артериальная гипертензия (АГ), которая в 80% случаев обусловлена хронической гиперволемией [1]. Развитие гиперволемии у данной категории больных вызвано задержкой натрия и воды в результате чего увеличиваются объемы циркулирующей крови (ОЦК) и внеклеточной жидкости. Во время процедуры ГД при проведении ультрафильтрации (УФ) удаляется избыточный объем жидкости. Благодаря проведению УФ в сосудистой системе снижается ОЦК и одновременно происходит его восполнение за счет интерстициальной и клеточной жидкостей. Нарушение адекватного восполнения ОЦК приводит к развитию функциональной гипотонии (снижение АД≥30 мм рт.ст.). Этой реакции во время УФ подвержены 20÷30% больных, у которых возникают клинические проявления в виде судорог икроножных мышц, тошноты, рвоты, потери сознания. Выраженное снижение АД во время УФ может вызывать возникновение фатальных аритмий, нарушение коронарного и мозгового кровообращения, приводящих к внезапной смерти больного.

В ряде случаев гипотония возникает в результате избыточной УФ. В клинической практике вес больного, измеренный перед процедурой ГД, планируют уменьшить за счет объема УФ до величины так называемого: "сухого веса". Понятие "сухой вес" трактуется, как наименьший вес, полученный за счет удаления жидкости путем УФ, при котором между и во время процедур АД больного соответствует нормотензии и после проведения ГД больной находится в состоянии нормоволемии.

Для контроля объемов жидкости в процессе ГД используются неинвазивный метод, основанный на измерении электрического импеданса частей тела [2]. При этом использование импеданс только отдельно взятой части тела: нога или торакальная область не позволяло получить целостную картину динамики объемов жидкости, позволяющую формулировать практически значимые клинические выводы [3, 4].

Значительные результаты по контролю и оптимизации водного баланса получены для больных на ГД при дальнейшем развитии биоимпедансных инструментальных методов, которые позволяют добиваться более строго соответствия в целом для организма между объемами внутрисосудистой, внеклеточной и внутриклеточной жидкостей [5]. Это позволило значительно снизить число осложнений, причиной которых являлись сердечно-сосудистые катастрофы, возникающие на фоне артериальной гипертензии обусловленной наличием хронической гиперволемии.

Нарушения водно-электролитного обмена - чрезвычайно распространенная патология у больных реанимационного профиля. Они могут привести к тяжелым расстройствам сердечно-сосудистой и нервной систем, а также нервно мышечной функции. В организме вода распределена во внутриклеточном и внеклеточном компартментах. Внеклеточная жидкость подразделяется на интерстициальную и внутрисосудистую. Интерстициальная жидкость омывает клетки снаружи и находится вне сосудистого русла. Основная функция внеклеточной жидкости - обеспечение клеток питательными веществами и удаление продуктов обмена. Поддержание нормального объема внеклеточного пространства, особенно внутрисосудистой жидкости, чрезвычайно важно для нормального функционирования организма. В норме очень небольшое количество интерстициальной жидкости находится в свободном состоянии. Большая часть интерстициальной воды химически связана с протеогликанами, формируя гель. Давление интерстициальной жидкости обычно отрицательное. При увеличении объема интерстициальной жидкости ее давление повышается. Когда интерстициальное давление становится положительным, содержание свободной воды в геле быстро увеличивается, клинически это проявляется отеком.

Внутрисосудистая жидкость (плазма) отграничена эндотелиальной выстилкой кровеносных сосудов. В норме увеличение объемов внеклеточной жидкости обеспечивается за счет пропорционального увеличения объемов плазмы и интерстициальной жидкости. При положительном интерстициальном давлении увеличение объема внеклеточной жидкости обеспечивается только за счет изменения интерстициального пространства. Т.о. интерстициальное пространство служит своего рода компенсирующим резервуаром для внутрисосудистого пространства. Клинически увеличение объема интерстициальной жидкости проявляется отеком тканей. Для клиницистов важным моментом является определение доклинической гипергидратации, т.е. накопление жидкости в интерстициальном пространстве, превышающее стресс-норму.

Кроме диагностических возможностей методы оцениваются по степени безопасности, т.е. способности не вызывать осложнений и остаточных явлений в организме в процессе и после исследований.

Диагностические методы, в которых в качестве зондирующего сигнала используется переменный электрический ток, является наиболее щадящими. Это достигается за счет использования зондирующего сигнала более низкой интенсивности, по сравнению с другими воздействиями. Например, исследования жидкостно-жирового состава тела проводится посредством переменного зондирующего тока силой в десятые доли миллиампер. Зондирование организма переменным током позволяет проводить наблюдения за динамическим состоянием системы кровообращения и органов дыхания [6]. Переменный ток, содержащий две и более, разнесенные в частотном диапазоне, гармонические составляющие, позволяет получить информацию о качественном состоянии тканей и органов, например, о водном балансе и жировой массе организма и его частей, о состоянии тканей, трансплантатов и их пригодности к имплантации [7].

Из уровня техники известны следующие технические решения.

Известен способ определения объемов жидкости тела при гемодиализе, осуществляемый путем измерения импеданса ног на низкой и высокой частотах и определения объемов внеклеточной, клеточной, и общей жидкости организма на основании взаимосвязи импеданса с объемом электропроводящей жидкости в измеряемой части тела [3]. Недостатком этого метода является низкая точность, обусловленная тем, что объемы жидкости всего организма оценивают косвенным путем, дополнительно используя параметры изменения показателей крови (гематокрит).

Известен способ определения объемов жидкостных секторов организма, осуществляемый путем измерения роста (геометрического размера тела) и импеданса тела при зондировании его током низкой и высокой частоты, который пропускают от рук к ногам [8]. Недостатком данного способа является низкая точность определения общих объемов жидкости тела, обусловленная тем, что при последовательном прохождении тока по пути: руки - туловище - ноги в измеренном импедансе в основном отражается составляющая рук, т.к. они имеют наибольшую его величину относительно туловища и ног. Также недостатком данного способа является то, что объемы жидкости определяются для всего тела без деления по его составным частям: рукам, туловищу, ногам.

Известен способ биоимпедансного определения объемов жидкости в частях тела, заключающийся в измерении роста (геометрического размера тела), наложении потенциальных и токовых электродов на дистальные части конечностей, измерении импеданса рук, туловища и ног при зондировании тканей током низкой частоты и определении, на основании измеренных параметров объемов внеклеточной жидкости [9]. Недостатком данного способа является низкая точность определения объема жидкости туловища и объемов в верхней (торакальной) и нижней (абдоминальной) его частях, которая обусловлена высокой неравномерностью распределения зондирующего тока в туловище. Измерение импеданса туловища в данном способе производится при прохождении зондирующего тока между правой (левой) рукой и левой (правой) ногой и измерения падения напряжения на туловище между левой (правой) и правой (левой) ногой. При этом в области плеча зондирующий ток изменяет свое направление почти на противоположное, вследствие чего его распределение в объеме верхней части туловища является неравномерным и приводит к снижению точности измерения импеданса всего туловища. Дополнительно неравномерность распределения плотности тока возникает вследствие того, что ткани торакальной и абдоминальной областей значительно отличаются, как по анатомическому строению, так и по количеству жидкости содержащейся в них, например, торакальная область в значительной мере заполнена воздушным объемом трахеи и легких.

Наиболее близким аналогом предлагаемого способа является способ определения нарушений водного баланса внеклеточной жидкости туловища, заключающейся в измерении геометрического размера тела: L и электрического импеданса рук Z_Р, торакальной части туловища Z_ТТ, абдоминальной части туловища Z_АТ, ног Z_Н, правой и левой частей тела Z_ПТ и Z_ЛТ при их зондировании током низкой частоты посредством измерительных пар токовых и потенциальных электродов, наложенных на дистальные части конечностей и соединенных соответственно с генератором зондирующих сигналов и измерителем напряжения, а также токового электрода наложенного на правую часть шеи с последующим определением внеклеточного объема жидкости [5]. Недостатком данного способа является то, что импеданс туловища производится при прохождении зондирующего тока между шеей и ногой и измерением падения напряжения на туловище между рукой и ногой, т.е. в данном способе ткани руки используются в качестве электрического проводника передающего электрические потенциалы, возникающие в области плеча. Определение объема клеточной жидкости туловища производится при его зондировании током низкой и высокой частоты, при этом эквипотенциальные поверхности для токов низкой и высокой частот в области плеча не совпадают вследствие значительной неоднородности строения тканей: мышечной и легочной, что приводит к значительным ошибкам в измерении емкостной (высокочастотной) составляющей импеданса, а, следовательно, и снижению точности определения объема клеточной жидкости туловища.

Известно устройство для определения объемного содержания внеклеточной и внутриклеточной жидкости в тканях биологического объекта, содержащее четыре пары потенциально-токовых электродов, генератор тока, управляемый коммутатор, детектор, аналого-цифровой преобразователь и блок обработки и индикации, которое позволяет измерять импеданс частей тела: рук, туловища и ног и используя его значения, полученные при измерениях на низкой и высокой частотах определять объемы жидкости [9]. Импеданс туловища в устройстве измеряется с помощью электродов расположенных на руках и ногах. Такое расположение электродов не создает помех для процедурных манипуляций в области туловища. Но при измерении импеданса туловища зондирующий ток пропускается между правой (левой) рукой и левой (правой) ногой и измеряется падение напряжения на туловище между левой (правой) и правой (левой) ногой. При этом в области плеча, зондирующий ток изменяет свое направление почти на противоположное вследствие чего в верхней части туловища, возникает неравномерное его распределение и снижается точность измерения импеданса туловища. В туловище содержится не менее половины общего объема жидкости тела. Погрешность измерения импеданса туловища значительно снижает точность определения объемов жидкости не только в туловище, но для всего организма. Неравномерное распределение зондирующего тока в области плеча снижает точность измерения импеданса рук, т.к. для его вычисления используется значение импеданса туловища.

Наиболее близким аналогом предлагаемого устройства является устройство для измерения электрического импеданса в частях тела, содержащее четыре пары электродов, каждая из которых содержит токовый и потенциальный электрод, предназначенные для фиксации на конечностях, пятый токовый электрод, предназначенный для фиксации на шее, и пятый потенциальный электрод, генератор зондирующих сигналов, разноименные выходы которого через первый и второй коммутаторы соединены с парами электродов, причем потенциальные выходы коммутаторов соединены с входами детектора выход, которого через аналогово-цифровой преобразователь соединен с сигнальным входом блока управления и регистрации, управляющие выходы которого соединены с управляющими входами коммутаторов и генератора зондирующих сигналов [5]. Недостатком данного устройства является то, что импеданс туловища измеряется посредством токовых электродов расположенных на шее и ноге и потенциальных электродов расположенных на руке и ноге. В данном устройстве ткани руки используются в качестве электрического проводника передающего электрические потенциалы, возникающие в области плеча к потенциальному электроду, расположенному на руке. Определение объема клеточной жидкости туловища производится при его зондировании током низкой и высокой частоты, при этом эквипотенциальные поверхности для токов низкой и высокой частот в области плеча не совпадают вследствие значительной неоднородности строения тканей: мышечной и легочной, что приводит к значительным ошибкам в измерении емкостной (высокочастотной) составляющей импеданса, а, следовательно, и снижению точности определения объема клеточной жидкости туловища.

Технический результат изобретения заключается в повышении точности определения объемов клеточной жидкости туловища его торакальной и абдоминальной областей, а также повышение точности определения внеклеточного и клеточного объемов жидкости тела при измерениях импеданса тела посредством электродов, не расположенных на туловище, а также в обеспечении контроля качества контакта электродов с телом в процессе измерения импеданса.

Технический результат в части способа достигается тем, что в способе биоимпедансного определения объемов жидкости тела, заключающемся в измерении геометрического размера тела L и электрического импеданса рук Z_Р, торакальной части туловища Z_ТТ, абдоминальной части туловища Z_АТ, ног Z_Н, правой и левой частей тела Z_ПТ и Z_ЛТ при их зондировании током низкой частоты посредством измерительных пар токовых и потенциальных электродов, наложенных на дистальные части конечностей и соединенных, соответственно, с генератором зондирующих сигналов и измерителем напряжения, а также токового электрода наложенного на правую часть шеи с последующим определением внеклеточного объема жидкости, дополнительно накладывают потенциальный электрод на левую часть шеи, который образует измерительную пару с токовым электродом шеи последовательно измеряют импеданс Z_ШПР при прохождении тока между шеей и правой рукой, импеданс Z_ШПН при прохождении тока между шеей и правой ногой и импеданс Z_ДТ диагональной составляющей тела при прохождении тока между правой рукой и левой ногой, находят импеданс правой и левой рук как, Z_ПР=Z_ПТ+Z_ШПР-Z_ШПН,

, а также находят интегральный импеданс тела для низкой частоты Z_TH=1/[(К_Р)²/Z_Р+(К_ТТ)²/Z_ТТ+(К_НТ)²/Z_АТ+(К_Н)²/Z_Н], измеряют импеданс частей тела на высокой частоте, определяют его емкостную составляющую и находят емкостную интегральную составляющую импеданса тела Z_TC=1/[(К_P)²/Z_РC+(К_ТТ)²/Z_ТТC+(К_НТ)²/Z_АТC+(К_Н)²/Z_НC], определяют нормальное значение объема внеклеточной жидкости тела, как произведение коэффициента статистической нормы объема ВЖ тела К_ВЖТ на квадрат величины геометрического размера тела: ВЖ_НТ=К_ВЖТ⋅L², на основании полученных результатов определяют измеренный объем внеклеточной жидкости тела как, произведение значения статистической нормы объема ВЖ тела на корень квадратный отношения величины статистической нормы импеданса тела к измеренному значению импеданса тела измеренными на низкой частоте:

, также определяют нормальное значение объема клеточной жидкости тела, как произведение коэффициента статистической нормы объема КЖ тела К_КЖТ на квадрат величины геометрического размера тела: КЖ_НТ=К_КЖТ⋅L², на основании полученных результатов определяют измеренный объем клеточной жидкости тела как, произведение значения статистической нормы объема КЖ тела на корень квадратный отношения величины статистической нормы емкостной составляющей импеданса тела к измеренному значению емкостной составляющей импеданса тела:

, при этом: К_Р, К_ТТ, К_НТ, К_Н, - статистические коэффициенты взаимосвязи длин верха и низа туловища и ног с длиной между плечевым и лучезапястным суставами L.

При этом также пациенту после проведения процедуры гемодиализа измеряют: вес (Р), определяют нормальные значения объемов внеклеточной и клеточной жидкостей пациента: ВЖ_Н и КЖ_Н, как произведение коэффициента статистической нормы объема ВЖ тела: К_ВЖ и статистической нормы объема КЖ тела: К_КЖ на квадрат величины геометрического размера тела: ВЖ_Н=К_ВЖ⋅L², КЖ_Н=К_КЖ⋅L², определяют отклонения измеренных объемов жидкостей от значений их статистической нормы: ΔВЖ=ВЖ_И-ВЖ_Н и ΔКЖ=КЖ_И-КЖ_Н и определяют значение «сухого веса» (СВ) пациента как:

СВ=Р-ΔВЖ+ΔКЖ/(КЖ_Н/ВЖ_Н).

При этом также пациенту определяют нормальное значение объема внеклеточной жидкости в торакальной части тела, как произведение коэффициента статистической нормы объема ВЖ торакальной части тела К_ВЖТТ на квадрат произведения величины геометрического размера тела и коэффициента относительного размера торакальной части тела: ВЖ_НТТ=К_ВЖТТ⋅(К_ТТ⋅L)², определяют измеренный объем внеклеточной жидкости торакальной части тела как, произведения значения статистической нормы объема ВЖ торакальной части тела на корень квадратный отношения величины статистической нормы к измеренному импедансу торакальной части тела измеренными на низкой частоте:

, степень нарушения внеклеточной гидратации торакальной части тела оценивают по величине: ΔВЖ_ТТ=ВЖ_ТТ-ВЖ_НТТ.

При этом также пациенту определяют нормальное значение объема внеклеточной жидкости в абдоминальной части тела, как произведение коэффициента статистической нормы объема ВЖ абдоминальной части тела К_ВЖАТ на квадрат произведения величины геометрического размера тела и коэффициента относительного размера абдоминальной части тела: ВЖ_НАТ=К_ВЖАТ⋅(К_АТ⋅L)², определяют измеренный объем внеклеточной жидкости абдоминальной части тела как, произведения значения статистической нормы объема ВЖ абдоминальной части тела на корень квадратный отношения величины статистической нормы к измеренному импедансу абдоминальной части тела, измеренными на низкой частоте:

, степень нарушения внеклеточной гидратации абдоминальной части тела оценивают по величине:

ΔВЖ_АТ=ВЖ_АТ-ВЖ_НАТ.

При этом также пациенту определяют объем внеклеточной жидкости в сосудистом пространстве тела ВЖ_С и интерстициальном пространстве тела ВЖ_И, как: ВЖ_С=ВЖ_ТТ/[(К_СИ⋅Z_ТТ/Z_АТ)+1],

ВЖ_И=ВЖ_Т-ВЖ_С, определяют значение статистической нормы объема ВЖ_С, как: ВЖ_НС=ВЖ_НТ/[(К_СИ⋅Z_НTT/Z_НAT)+1] и оценивают степень нарушений гидратации в сосудистом и интерстициальном пространствах тела по величинам: ΔВЖ_С=ВЖ_С-ВЖ_НС и ΔВЖ_И=ВЖ_И-ВЖ_НТ+ВЖ_НС, при этом величина коэффициента К_СИ для мужчин равна 7,74, а для женщин 7,56.

При этом также определяют емкостную интегральную составляющую импеданса конечностей пациента Z_КС, как:

Z_КС=1/{[(К_Р)²/Z_РC]+[(К_Н)²/Z_НС]} и оценивают степень отклонения мышечной массы пациента по значению величины КЖ_К, выраженной в процентах отклонения от ее статистической нормы: КЖ_К=100⋅[(К_к/Z_КС)-1], при этом величина коэффициента К_к для мужчин равна 54,0, а для женщин 70,4.

При этом также перед измерением импеданса на низкой частоте производят измерение напряжения U_Ш между потенциальными электродами при зондирующем токе низкой частоты и подключенном параллельно выходам генератора зондирующих сигналов шунтирующего резистора R_Ш и определяют величину электродного сопротивления R_Э, как: R_Э=R_Ш⋅[(U_O/U_Ш)-1]-Z_O, где: U_O и Z_O напряжение и импеданс между потенциальными электродами измеренные без резистора R_Ш.

Технический результат в части устройства достигается за счет конструкции устройства для измерения электрического импеданса в частях тела, содержащего четыре пары электродов, каждая из которых содержит токовый и потенциальный электрод, предназначенные для фиксации на конечностях, пятый токовый электрод, предназначенный для фиксации на шее, и пятый потенциальный электрод, генератор зондирующих сигналов, разноименные выходы которого через первый и второй коммутаторы соединены с парами электродов, причем потенциальные выходы коммутаторов соединены с входами детектора выход, которого через аналогово-цифровой преобразователь соединен с сигнальным входом блока управления и регистрации, управляющие выходы которого соединены с управляющими входами коммутаторов и генератора зондирующих сигналов дополнительно содержит пятый потенциальный электрод, предназначен для фиксации на шее и образует пару совместно с пятым токовым электродом, пары электродов посредством первой и второй электрических шин соединены с выход-входами коммутаторов, первая электрическая шина, содержит отводы для двух пар электродов в последовательности, начиная от коммутатора, для: ноги и руки, а вторая электрическая шина содержит отводы для трех пар электродов в последовательности, начиная от коммутатора, для: ноги, руки и шеи, между разноименными выходами генератора зондирующих сигналов подключена калибровочная цепочка, содержащая последовательно соединенные резистор и управляемый ключ, вход которого соединен с четвертым выходом блока управления и регистрации.

При этом пятый токовый электрод и пятый потенциальный электрод могут быть соединены с электрической шиной посредством разъемного соединения.

При этом устройство может содержать блок радиоканала, соединенный с пятым выходом блока управления и регистрации.

Далее решение поясняется ссылками на фигуры, на которых приведено следующее.

Фиг. 1 - условное обозначение импеданса частей тела.

Фиг. 2 - схема наложения электродов обеспечивающая измерение импеданса правой руки и нижней части туловища.

Фиг. 3 - логическая схема вычисления общего импеданса тела пациента.

Фиг. 4 - условные границы зондирующего тока в отведениях: рука-рука и шея-нога.

Фиг. 5 - эквивалентные составляющие импеданса туловища для сосудистого и интерстициального пространства.

Фиг. 6 - эквивалентная схема, отображающая переходное сопротивление электрод-ткань и функциональные блоки для его измерения.

Фиг. 7 - структурная схема устройства для измерения импеданса в частях тела.

Фиг. 8 - условное отображение логической последовательности напряжений измеряемых в отведении.

Фиг. 9 - условное отображение логической последовательности измерений в «n-циклах» работы устройства.

Фиг. 10 - функциональная схема, обеспечивающая передачу измеренных параметров по радиоканалу.

Устройство для измерения электрического импеданса частей тела (фиг. 7) содержит: генератор 1 зондирующих сигналов выходы которого соединены с входами первого коммутатора 2 и второго коммутатора 3, причем первый и второй коммутаторы содержат токовые выходы и потенциальные входы, блок 4 управления и регистрации, первый выход которого соединен с управляющим входом генератора 1, а второй и третий управляющие выходы с управляющими входами коммутатора 2 и коммутатора 3, детектор 5 входы которого соединен с сигнальными выходами коммутатора 2 и коммутатора 3, а выход через аналого-цифровой преобразователь 6 с информационным входом блока 4, первую электрическую шину 7 соединенную с токовыми выходами и потенциальными входами коммутатора 2 и содержащую последовательно расположенные пару электродов 9 для ног и пару электродов 10 для рук, вторую электрическую шину 8, соединенную с токовыми выходами и потенциальными входами коммутатора 3 и содержащую последовательно расположенные пару электродов 11 для ног, пару электродов 12 для рук и пару электродов для шеи токовый 13 и потенциальный 14, при этом выходы генератора 1 соединены с последовательно соединенными резистором 15 и ключом 16, управляющий вход которого соединен с выходом блока 4.

При этом пара электродов для шеи 13 и 14 могут быть соединены с шиной 8 посредством разъемного соединения 17.

Способ биоимпедансного определения объемов жидкости тела осуществляется следующим образом.

Для измерения импеданса составных частей тела используется тетраполярный метод, в котором пары электродов, содержащие токовый и потенциальный электроды, накладывают на дистальные части предплечий, голеней и шеи, причем токовый электрод накладывается на правую часть шеи, а потенциальный на левую. Импеданс в выбранных отведениях измеряют посредством зондирующего тока низкой и высокой частот, коммутация которого между токовыми электродами осуществляется посредством первого и второго коммутатора. При этом для измерения сигнала используются потенциальные электроды, входящие в пары электродов через которые подается зондирующий ток. Сигналы с потенциальных электродов 9÷14 через коммутаторы 2 и 3, детектор 5 и аналого-цифровой преобразователь 6 поступают на блок 4 управления и регистрации. Сигнал, измеренный в отведениях, характеризующих импеданс следующих частей тела (фиг. 1):

Z_П=Z_ПР+Z_ПАТ+Z_ПН

где:

Z_П - импеданс правой части тела, который измерен при прохождении тока между правой рукой и правой ногой путем измерения между ними напряжения отведения для правой части тела;

Z_ПН - импеданс правой ноги;

Z_ПАТ - импеданс правой абдоминальной части туловища;

Z_ПР - импеданс правой руки

Z_Л=Z_ЛР+Z_ЛАТ+Z_ЛН

где:

Z_Л - импеданс левой части тела, который измерен при прохождении тока между левой рукой и левой ногой путем измерения между ними напряжения отведения для левой части тела;

Z_ЛН - импеданс левой ноги;

Z_ЛНТ - импеданс левой абдоминальной части туловища;

Z_ЛР - импеданс левой руки

Z_H=Z_ПН+Z_ЛН

где:

Z_H - импеданс ног, который измеряется при прохождении тока между ногами путем измерения напряжения между ними;

Z_ПШР=Z_ПШ+Z_ПР

где:

Z_ПШР - импеданс правой руки и правой части шеи, который измеряется при прохождении тока между правой частью шеи и правой рукой путем измерения напряжения между правой рукой и левой частью шеи;

Z_ПШ - импеданс правой части шеи;

Z_B=Z_ПР+Z_TT+Z_ЛР

где:

Z_B - импеданс верхней части тела, который измерен при прохождении тока между правой рукой и левой рукой путем измерения между ними напряжения отведения для верхней части тела;

Z_TT - импеданс торакальной части туловища;

Z_Д=Z_ПР+Z_ДТ+Z_ЛН

Z_Д - диагональный импеданс тела, который измеряется при прохождении тока между правой рукой и левой ногой путем измерения напряжения между правой рукой и левой ногой;

Z_ШПН=Z_ПШ+Z_ПНТ+Z_ПН

где:

Z_ШПН - импеданс тела, который измеряется при прохождении тока между правой частью шеи и правой ногой путем измерения напряжения между левой частью шеи и правой ногой;

Импеданс правой руки Z_ПР определяют из результатов следующих измерений:

Z_ПР=0,5⋅(Z_ПШР+Z_П-Z_ШПН)

Импеданс Z_ПШ присутствует в величинах импеданса Z_ПШР и Z_ШПН, но при математических преобразованиях взаимно компенсируется, не внося в результат погрешность (фиг 2.). Это подтверждается сопоставительной обработкой с методом [5] результатов полученных у одних и тех же пациентов. На фиг. 2: I₁, I₂ - указывают на электроды к которым пропускается зондирующий ток, U₁, U₂ - указывают на электроды с которых измеряется напряжение.

Импеданс левой руки Z_ЛР определяют из следующих измерений:

Z_ЛР=Z_ПР+Z_Л-Z_Д

Импеданс торакальной части туловища Z_TT определяют из результатов измерения импеданса Z_B и импеданса Z_ПР и Z_ЛР:

Z_TT=Z_B-Z_ПР-Z_ЛР

Импеданс Z_ПН и Z_ЛН определяют исходя из следующих измерений:

Z_ПН=0,5⋅(Z_H+Z_Д-Z_П)

Z_ЛН=0,5⋅(Z_H-Z_Д+Z_П)

Импеданс Z_ПАТ и Z_ЛАТ определяют исходя из следующих измерений:

Z_ПАТ=Z_П-Z_ПР-Z_ПН

Z_ЛАТ=Z_Л-Z_ЛР-Z_ЛН

Импеданс абдоминальной части туловища Z_HT определяют согласно выражения:

Объем электропроводящей физиологической жидкости, находящейся в исследуемом объеме тела человека определяют, основываясь на теории электричества. Через исследуемый участок тела пропускают переменный зондирующий ток постоянной величины и измеряют возникающее на нем падение напряжения. Величина измеренного напряжения пропорциональна импедансу исследуемого участка. Если площади поперечных сечений исследуемого участка на пути прохождения зондирующего тока имеют приблизительно одинаковую величину, то его объем электропроводящей жидкости V_И находят из следующего выражения:

V=ρ⋅l²/Z

где: ρ - удельное сопротивление физиологической жидкости;

l - расстояние между потенциальными электродами;

Z - электрический импеданс исследуемого участка.

Через исследуемый участок тела, например, «руку» посредством токовых электродов пропускают переменный зондирующий ток постоянной величины (I_З) и измеряют возникающее на нем падение напряжения (U_P) между потенциальными электродами (фиг. 3). Величина измеренного напряжения пропорциональна импедансу (Z_P) исследуемого участка. Если площади поперечных сечений исследуемого участка на пути прохождения зондирующего тока имеют приблизительно одинаковую величину, то его объем электропроводящей жидкости находят из следующего выражения:

L_P - расстояние между потенциальными электродами;

Z_Р - электрический импеданс исследуемого участка.

Требование, касающееся постоянства величины площади поперечного сечения исследуемого объема тела, выполняется за счет того, что измерение объемов жидкости производится дискретно в следующих его частях: руках за исключением объема кистей, туловище и ногах за исключением объема стоп, а объем жидкости тела получают путем суммирования величин объемов вычисленных для частей тела (сегментов). Данный метод измерения объема жидкости тела характеризуется как: «биоимпедансный полисегментный метод».

Если принять расстояние между, условно расположенными, потенциальными электродами руки «L» за базовую величину, то расстояние между потенциальными электродами туловища может быть выражено в виде: «k⋅L» и объемы жидкостей этих частей тела будут вычисляться по формулам:

V_P=ρ(L_P)²/Z_Р; V_T=ρ(k⋅L_P)²/Z_T,

а сумма этих объемов по формуле:

Выражение: (1/Z_Р+k²/Z_Т) имеет размерности (1/Ом), т.е. отражает величину проводимости суммы объемов жидкости частей тела, условно преобразованную в «единый объем».

Наиболее достоверное измерение объема жидкости тела полисегментным методом получают при расположении электродов на конечностях и шеи, при этом удается измерить импеданс: рук, верха туловища, низа туловища и ног [5]. Использование в формуле (2) величин импедансов: рук, верха и низа туловища, ног позволяет получить единый (интегральный) метод вычисления объема жидкости тела.

Для вычисления внеклеточного объема жидкости тела формула (2) используется в следующем виде:

где: (к_Р, к_ТТ, к_АТ, к_Н) - статистические коэффициенты взаимосвязи длин верха и низа туловища и ног с длиной между плечевым и лучезапястным суставами (L), a (Z_Р, Z_ТТ, Z_НТ, Z_Н) импеданс частей тела измеренный на частоте 5 кГц.

Для вычисления клеточного объема жидкости тела формула (2) используется в следующем виде:

где: (Z_РC, Z_ТТC, Z_АТC, Z_НС) емкостная составляющая импеданс частей тела при измерении на частоте 500 кГц [10].

Вычисления объемов жидкости тела, произведенные по формулам (3, 4) позволяют повысить точность биомпедансного метода и обозначать его, как: «интегрально-полисегментный метод».

Импеданс тканей (Z_НЧ), измеренный на низкой частоте (5 кГц), обусловлен прохождением тока по пространству, заполненному внеклеточной жидкостью.

Импеданс тканей, измеренный на высокой частоте (500 кГц), дополнительно характеризуется наличием емкостной составляющей, обусловленной емкостными свойствами клеточных мембран, которая в эквивалентной схеме может быть представлена сопротивлением (Z_C), включенным параллельно сопротивлению (Z_НЧ). Значения величины Z_C используются для вычисления объемов внутриклеточной жидкости частей тела [10].

Анализ статистических характеристик импеданса частей тела был произведен для двух групп условно здоровых мужчин и женщин в возрасте от 20 до 60 лет с индексом массы тела (ИМТ) от 20 до 30. Результаты анализа приведены в таблице 1.:

Выражение: [(к_Р)/Рн+(к_ТТ)²/ВТн+(к_НТ)²/НТн+(к_Н)²/Нн] имеет размерности (1/Ом), т.е. отражает величину проводимости суммы объемов внеклеточной жидкости сегментов тела условно преобразованный в «единый объем». Статистическую оценку данной величины нагляднее проводить не в единицах «проводимости», а величинах «импеданса» (импеданса тела «единого объема»: Z_TH):

Для емкостной составляющей (Z_ТС). аналогично можно записать выражение:

Статистические параметры величин «Z_ТН» и «Z_TC» приведены в таблице 1.

Совместный статистический анализ величин «Z_ТН и Z_TC» с импедансом отдельных сегментов для одноименных анализируемых групп достоверно отражает их меньшее отклонение от среднестатистических величин в группах. Исходя из чего использование величин «Z_TH и Z_ТС» для определения индивидуальных «норм» объемов и текущих измеренных величин объемов позволяет повысить точность биомпедансного метода. Используя формулы (6, 7, 8), можно записать математические выражения для вычисления объемов внеклеточной и клеточной жидкостей тела:

где: ρ_К - коэффициент условно эквивалентный удельной проводимости внутриклеточной жидкости тела при использовании для ее оценки величины емкостной составляющей интегрального импеданса тела.

Математические выражения для вычисления индивидуальных статистической нормы объемов ВЖ и КЖ (ВЖ_НТ, КЖ_НТ) тела можно записать, используя формулы (7, 8):

где: (Z_НТ, Z_НС) - статистические величины статистической нормы импеданса тела на низкой частоте и соответственная величина емкостной составляющей, К_ВЖТ=ρ/Z_НТ; К_КЖТ=ρ_К/Z_НС.

Исходя из формул (7÷10) для определения измеренных объемов ВЖ и КЖ записать следующие выражения:

где: (Z_TH, Z_ТС) - текущие измеренные величины: импеданс тела на низкой частоте и соответственная величина емкостной составляющей, степень

введена в качестве компенсации в случае значительных отклонений текущих значений объемов жидкости от статистических значений статистической нормы объема жидкости пациента.

Значения отклонений измеренных объемов жидкости тела пациента от величин статистической нормы определяются по формулам:

ΔВЖ=ВЖ-ВЖ_НТ

ΔКЖ=КЖ-КЖ_НТ

В практике проведения пациентам постоянного ГД используется качественно-количественный параметр: «сухой вес» (СВ). В литературе параметр СВ определяется, как: вес пациента измеренный в (кг) при состоянии его АД в нормотензии и при отсутствии у него симптомов характеризующих гипергидратацию (явные отеки, …) или дегидратацию (судороги, осиплость голоса, …).

Оценка степени гидратации пациента производится на основании отклонений ΔВЖ и ΔКЖ. При проведении процедуры ГД объем УФ забирается из объема ВЖ организма, что можно считать первичным фактором. При этом объем КЖ в организме будет уменьшаться вследствие уменьшения объема ВЖ, что можно считать вторичным фактором. Исходя из чего расчет оценки СВ целесообразно производить исходя из величин ΔВЖ, а изменение объема КЖ учитывать в перерасчете его динамики в объемы ВЖ базируясь на физиологическом соотношении объемов КЖ и ВЖ.

где:

Р - вес пациента (кг) измеренный после процедуры ГД и перед биоимпедансным определением объемов жидкости тела;

ΔВЖ_С - вычисленная величина избытка объема ВЖ(л) пациента с учетом коррекции отклонения объема КЖ от статистической нормы

где: k - статистический коэффициент взаимосвязи объемов КЖ и ВЖ в «норме» (k≈2)

Исходя из формул (13, 14) величина СВ определяется по формуле:

Исходя из формулы (15) предлагается вычислять величину СВ пациента путем уменьшения его измеренного веса на величину объема избытка объема ВЖ с дополнительной коррекцией относительно отклонений измеренной величины объема КЖ от индивидуальной статистической нормы.

В таблице 2 представлена динамика параметров гидратации пациента А. 52 лет в течении 15 мес.от начала проведения постоянного ГД.

Проведение интенсивной инфузионной терапии больным в условиях реанимационных отделений, когда больной длительное время находится в лежачем положении, связано высокой степенью риска возникновения гидроторакса, накопления избыточного объема внеклеточной жидкости в плевральной полости. Оценка степени избыточности ВЖ в торакальной области туловища производится по величине отклонения объема ВЖ в этой части тела от индивидуально рассчитанного значения статистической нормы:

ΔВЖ_ТТ=ВЖ_ТТ- ВЖ_НТТ

где: ВЖ_НТТ=К_ВЖТТ⋅(К_ТТ⋅L)² - индивидуально вычисленное значение статистической нормы;

ВЖ_ТТ=ВЖ_НТТ⋅(Z_НTT/Z_ТТ) - величина текущего измеренного объема ВЖ в торакальной области.

В результате ранее проведенных исследований было установлено, что объем ВЖ в интерстициальном пространстве в 3 раза превышает объем ВЖ в сосудах.

Статистические результаты исследований распределения жидкостей в верхней и нижней частях туловища, проведенные методом полисегментного биоимпедансного анализа показали, что отношение объемов КЖ к ВЖ в верхней части туловища, исследуемый объем которой, в основном, составляют сердце, легкие, грудная часть аорты и верхняя полая вена, значительно отличается от аналогичного параметра для нижней части туловища, исследуемый объем которой, в основном, составляют органы и ткани абдоминальной области. Например, для женщин величина, характеризующая «норму» отношения КЖ/ВЖ для верхней части туловища равна 1,61, а для нижней 1,73, т.е. относительное содержание ВЖ в верхней части туловища значительно больше чем в нижней. Относительное увеличение объема ВЖ в верхней части туловища обусловлено большим объемом сосудистого пространства.

Таким образом, объемы ВЖ, полученные при исследовании биоимпедансным методом верхней и нижней частей туловища отличаются друг от друга тем, что в объеме ВЖ верхнего отдела туловища относительно объема ВЖ его нижнего отдела в большей степени отражен объем жидкости сосудистого пространства. Импеданс туловища, полученный при прохождении зондирующего тока по направлению рука-рука в большей мере, отражает параметры тканей верхней части туловища. Импеданс туловища, полученный при прохождении зондирующего тока по направлению шея-нога отражает параметры, характеризующие все ткани туловища (фиг. 4). Исходя из этого при прохождении зондирующего тока в направлениях рука-рука и шея-нога соотношения объемов сосудистой и интерстиальной жидкостей будут различными. Так, в импедансе туловища, полученном при измерении рука-рука в большей степени отражена сосудистая составляющая измеряемого объема ВЖ туловища.

Количественные соотношения сосудистой и интерстициальной составляющих в объеме ВЖ туловища получают в результате анализа величин импеданса туловища, измеренных на низкой частоте (5 кГц) при прохождении зондирующего тока по направлениям рука-рука и шея-нога. Условное отображение измеряемого импеданса тела, необходимого для расчета объемов сосудистой и интерстициальной жидкостей представлено на фиг. 5.

Суммарное значение импеданса туловища при прохождении тока рука-рука Z_В представлено в виде параллельного соединения импеданса сосудистого пространства Z_СТТ и импеданса интерстициального пространства Z_ИТТ, а суммарное значение импеданса туловища при прохождении тока правая рука - правая нога Z_П представлено в виде параллельного соединения импеданса сосудистого пространства Z_САТ и импеданса интерстициального пространства Z_ИАТ.

Z_АТ=(Z_САТ⋅Z_ИАТ)/(Z_САТ+Z_ИАТ);

Z_ИАТ=Z_АТ⋅[1+(Z_ИАТ/Z_САТ)]=Z_АТ⋅[1+(1/К₁)];

Z_ТТ=(Z_СТТ⋅Z_ИТТ)/(Z_СТТ+Z_ИТТ);

Z_СТТ=Z_ТТ⋅[1+(Z_СТТ/Z_ИТТ)]=Z_ТТ⋅(1+K₂);

Отношение интерстициального (V_И) и сосудистого (V_C) объемов, составляющих ВЖ туловища может быть представлено в следующем виде (с учетом того, что объем жидкости пропорционален 1/Z):

При (V_И/V_С=3) и (К₁=3) получаем выражение для К₂:

K₂=[(4⋅Z_АТ/Z_ТТ)-1)]

Величина коэффициента К₂ с учетом статистических значений Z_АТ и Z_ТТ, полученных при определении статистической нормы с использованием полисегментной биоимпедансометрии для мужчин и женщин равны: 2,1 и 1,9 соответственно. Подставляя данные значения К₂ в формулу (16) и дополнительно учитывая величину отношения длины торакальной и абдоминальной частей туловища получаем формулы для вычисления отношения объемов ВЖ в интерстициальном и сосудистом пространствах.

V_И/V_C=7,74⋅(Z_ТТ/Z_АТ)=К₃ (для мужчин);

V_И/V_C=7,56⋅(Z_ТΡΡ/Z_ТШН)=К₄ (для женщин)

Величины объемов V_C и V_И получают путем преобразования формулы характеризующей величину объема V_ВЖ:

V_ВЖ=V_C+V_И; или V_ВЖ/V_C=V_C/V_C+V_И/V_C; или

V_ВЖ/V_C=1+V_И/V_C; или V_ВЖ/V_C=1+К₃₍₄₎; или

В качестве иллюстрации приводим примеры результатов определения сосудистой и интерстициальной жидкости у отдельных больных на фоне проводимого лечения.

Таблица 3 демонстрирует динамику изменения водных секторов организма с учетом распределения внеклеточной жидкости в сосудистом и интерстициальном пространствах больной В. 54 года с отравлением психофармакологическими препаратами средней тяжести при проведении инфузионной терапии. При поступлении в стационар у данной пациентки отклонения от должных объемов КЖ и ВЖ находились в пределах стресс нормы. При этом в сосудистом русле выявлен незначительный дефицит жидкости, в то время как ее объем в интерстиции обнаруживал тенденцию к увеличению. На фоне введения 3,0 л инфузионных сред через сутки от начала лечения было зарегистрировано дальнейшее накопление жидкости во всех изучаемых водных секторах. При последующем сокращении объема водной нагрузки до 1,5 л в сутки к 3 суткам объемы КЖ, ВЖ, включая сосуды и интерстициальное пространство, практически не отличались от должных величин

Таблица 4 отражает изменения водных секторов организма больного Б., 35 лет с отравлениями психофармакологическими препаратами на фоне проведения форсированного диуреза. Из таблицы следует, что после внутривенного введения 2,0 л плазмозамещающих растворов произошло увеличение объемов КЖ и ВЖ, при этом последнего в большей степени за счет накопления жидкости в интерстициальном пространстве. Введение диуретиков способствовало уменьшению жидкости, как в сосудистом, так и в интерстициальном пространствах.

Оценка качества контакта токовых электродов с телом пациента производится путем измерения величины переходного сопротивления «R_Э» на частоте 5 кГц зондирующего тока (I) (фиг. 7). Перед информационным измерением импеданса тела на частоте 5 кГц параллельно выходу генератора тока посредством управляемого ключа «кл» подключают шунтирующий резистор «R_Ш» и посредством потенциальных электродов и измерителя напряжения «V» измеряют падение напряжения на измеряемом участке тела после чего без подключения резистора R_Ш измеряют информационное напряжение «U», которое используется для вычисления импеданса исследуемого участка тела «R_T». Вычисление значения R_Э производится согласно следующих математических преобразований:

R_Э=(r_э+r_э);

R=R_Э+R_Т;

U=I⋅R_T; R_T=U/I;

U_Ш=(I-I_Ш)⋅R_T; R_Т=U_Ш/(I-I_Ш);

U/I=U_Ш/(I-I_Ш); U_Ш/U=(I-I_Ш)/I=1-(I_Ш/I);

U_Г=I⋅(R_Ш⋅R)/(R_Ш+R);

где: U_Г - напряжение на выходе генератора 5 кГц;

I_Ш=U_Г/R_Ш=I⋅R/(R_Ш+R);

I=U_Г/R=I⋅R_Ш/(R_Ш+R);

U_Ш/U=R_Ш/(R_Ш+R);

U/U_Ш=1+R/R_Ш;

R=R_Ш⋅[(U/U_Ш)-1];

R_Э={R_Ш⋅[(U/U_Ш)-1]}-R_T

Устройство для измерения электрического импеданса в частях тела работает следующим образом.

Измерение импеданса: Z_П, Z_Л, Z_Н, Z_ПШР, Z_B, Z_Д, Z_ШПН производится путем подключения посредством коммутаторов 2 и 3 выходов генератора 1 синусоидального сигнала с частотой 5 и 500 кГц и стабилизированной величиной тока, например 0,3 мА к токовым электродам, а также подключением посредством коммутаторов 2 и 3 потенциальных электродов к входам детектора 5. Например, для измерения импеданса Z_П подключение стабилизированной величины зондирующего тока, посредством коммутаторов 2 и 3, производится к токовым электродам пар 9 и 10, а с потенциальные электроды этих же пар, посредством коммутаторов 2 и 3, подключаются к входам детектора 5 на выходе которого формируется напряжение пропорциональное величине импеданса исследуемого участка тела, значение которого после преобразования в цифровую форму преобразователем 6 подается на информационный вход блока 4. Для измерения импеданса Z_B используются пары электродов 9 и 10, а для измерения импеданса ног Z_Н используются пары электродов 7 и 8. Для измерения импеданса Z_ПШР используются пары электродов 10 и (13, 14). Управление работой генератора 1 осуществляет блок 4 таким образом, что для измерения импеданса в одном отведении на токовые электроды выбранных пар электродов с генератора 1 подается синусоидальный сигнал с частотой 5 и 500 кГц во временной последовательности приведенной на фиг. 8. Синхронно с формированием зондирующего сигнала генератором 1 блок 4 управляет работой ключа 16, переключая его в замкнутое или разомкнутое состояние. Когда ключ 16 замкнут, то параллельно выходу генератора 1 подключается резистор 15. Последовательность зондирующих сигналов в виде напряжений регистрируемых посредством потенциальных электродов представлена на фиг. 8. На токовые электроды последовательно, как показано на фиг. 8, интервалами по 80 мс подается стабильное значение зондирующего тока в первом и втором интервалах с частотой 5 кГц и в третьем интервале с частотой 500 кГц. В течении первого интервала замкнут ключ 16. Амплитуды сигналов, регистрируемые посредством потенциальных электродов имеют следующие соотношения: амплитуда в первом интервале меньше, чем во втором, т.к. подключен резистор 15 и часть тока протекает через него, амплитуда в третьем интервале меньше чем во втором, т.к. импеданс тканей имеет емкостную составляющую. Соотношение амплитуд в первом и втором интервалах используется для вычисления величины R_Э согласно предложенного способа и при превышении измеренной величины R_Э порогового значения формируется сообщение и дальнейшие измерения не производятся. Амплитуда сигнала во втором интервале пропорциональна активной составляющей тканей (Z_Р, Z_ТТ, Z_НТ, Z_Н), а соотношение ее с амплитудой в третьем интервале позволяет вычислить емкостную составляющую импеданса тканей (Z_РC, Z_ТТC, Z_АТC, Z_НС). Сигналы с потенциальных электродов через коммутаторы 2 и 3 подаются на входы детектора 5, который их усиливает, детектирует действующее значение, и через преобразователь 6 в цифровой форме величины, пропорциональные сигналам для каждого интервала зондирующего тока, подаются на вход блока 4. Блок 4 последовательно формирует управляющие сигналы обеспечивающие измерение напряжений приведенных на фиг. 8 для всех отведений, которые выбраны для измерения импеданса: Z_П, Z_Л, Z_Н, Z_ПШР, Z_B, Z_Д, Z_ШПН. Измеренные напряжения (фиг. 8) для всех выбранных отведений (Z_П, Z_Л, Z_Н, Z_ПШР, Z_B, Z_Д, Z_ШПН) запоминаются в оперативной памяти блока 4 и образуют 1-й цикл измерения. Блок 4 осуществляет управление для последовательного измерения и запоминания измеренных напряжений для «n-циклов» фиг. 9. После измерения напряжений в «n-циклах» режим измерения в работе блока 4 считается - завершенным и все измеренные значения становятся доступными для отображения их на индикаторе блока 4 или все измеренные значения посредством блока 18 радиоканала («Wi-Fi») (фиг. 10) передаются во внешнее вычислительное устройство для вычисления параметров гидратации согласно предложенного способа. Измерение параметров импеданса в «n-циклах» производится для того чтобы усреднить колебания измеренных значений вызванных, в первую очередь, физиологическими процессами в организме: дыхание, сердечные сокращения, ортостатическое перераспределение жидкости.

Разъемное соединение 17 позволяет отсоединить от устройства электроды 13 и 14. В данном состоянии устройство при проведении 1-го цикла измерения: блок 4 измеряет R_Э, как равное «∞» и в последующем переходит в режим измерения не производя измерение импеданса: Z_ПШР и Z_ШПН. Таким образом, будет произведено измерение и последующие вычисления по одной из известных 4-х электродных схем.

При измерениях импеданса на низкой частоте, например 5 кГц, существенное влияние на точность измерения импеданса тела оказывает величина переходного сопротивления между токовым электродом и телом (R_Э). Контроль величины R_Э позволяет устранить непредсказуемые ошибки при измерении импеданса тела, в значительной мере это существенно при обследовании пожилых людей, кожа которых более сухая. При выявлении устройством превышения порогового значения измеренной величиной R_Э производится дополнительное увлажнение поверхности токовых электродов.

При измерении импеданса на высокой частоте, например 500 кГц, существенное влияние на точность измерения оказывают паразитные электрические емкости (С_Э) возникающие между токовыми проводниками, обеспечивающими соединение электродов с прибором. Выполнение соединения электродов с прибором посредством шин 7 и 8 позволяет снизить величину емкости С_Э, за счет того, что провода от разноименных выходов генератора 1, через коммутаторы 2 и 3 проходят к разносторонним, относительно тела пациента, электродам: (9, 10) и (11, 12, 13, 14). При этом выполнение соединения электродов посредством шин 7 и 8 в значительной мере нормализует остаточное значение величины емкости С_Э и позволяет вносить поправку в значение измеренного импеданса на частоте 500 кГц.

ИСТОЧНИКИ ИНФОРМАЦИИ

1. Земченков А.Ю. Адекватность гемодиализа. Классический подход. Нефрология и диализ. №1. 2001. С. 4-20.

2. Дудко М.Ю., Шутов Е.В., Капитанов Е.Н., Абрин Г.В., Ермоленко В.М. Определение «количественной нормы» объемов жидкостных секторов организма с помощью сегментарной импедансометрии. Эфферентная терапия, 2004, т. 10, №4 25-30.

3. K. Sakamoto, H. Kanai, K. Sakurai Estimation of the fluid distribution change during hemodialysis by the electrical admittance method. Oslo, Proceedings of the XI international conference on electrical bio-impedance, 2001, 377-380.

4. Katzarski K., Charra В., Laurent G., Multifrequncy bioimpedance in assessment of dry weight in hemodialysis. Ntphrology / Dialysis. Transplantantion. 11. Suhhl. 2. 1966. H. 20-23.

5. Патент RU №2242165 кл. A61B 5/053. 2003.

6. Л.З. Полонецкий, Л.Г. Гелис, А.В. Фролов Импедансная плетизмография. Инструментальные методы исследования в кардиологи. (Руководство) Минск, 1994, 81-119;

7. Иванов Г.Г., Николаев Д.В., Балуев Э.П., Закс И.О., Ивлева В.В., Мещеряков Г.Н., Кравченко Н.Р. Метод биоимпедансной спектроскопии в оценке общей воды и внеклеточной жидкости. М. Новости науки техники, серия МЕДИЦИНА, №3, 1997, С. 28-33

8. Родин И.Н. Инструментальное определение "сухого веса" и оптимального объема ультрафильтрации у больного в условиях лечения программным гемодиализом. Нефрология и диализ. Т. 4, №1, 2002, С. 41-44.

9. Патент SU №1826864, кл. А61В 5/05. 1990.

10. Капитанов Е.Н. Биофизическая модель для определения объемов жидкости в организме при его зондировании переменным электрическим током, М., Материалы пятой научно-практической конференции: "Диагностика и лечение нарушений регуляции сердечно-сосудистой системы", март 2003, С. 196-203.

Claims

1. Устройство для биоимпедансного определения объемов жидкости тела, характеризующееся тем, что содержит четыре пары электродов, каждая из которых содержит токовый и потенциальный электрод, предназначенные для фиксации на конечностях, пятый токовый электрод, предназначенный для фиксации на шее, и пятый потенциальный электрод, генератор зондирующих сигналов, разноименные выходы которого через первый и второй коммутаторы, содержащие токовые выходы и потенциальные входы, соединены с парами электродов, при этом потенциальные выходы коммутаторов соединены с входами детектора, выход которого через аналогово-цифровой преобразователь соединен с сигнальным входом блока управления и регистрации, первый управляющий выход которого соединен с управляющим входом генератора, а второй и третий управляющие выходы - с управляющими входами коммутаторов, причем первый и второй коммутаторы соединены между собой, отличающееся тем, что пятый потенциальный электрод, предназначенный для фиксации на шее, образует пару совместно с пятым токовым электродом, пары электродов посредством первой и второй электрических шин соединены с токовыми выходами и потенциальными входами коммутаторов, первая электрическая шина содержит отводы для двух пар электродов в последовательности, начиная от коммутатора, для: ноги и руки, а вторая электрическая шина содержит отводы для трех пар электродов в последовательности, начиная от коммутатора, для: ноги, руки и шеи, между разноименными выходами генератора зондирующих сигналов подключена калибровочная цепочка, содержащая последовательно соединенные резистор и управляемый ключ, вход которого соединен с четвертым выходом блока управления и регистрации.

2. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что пятый токовый электрод и пятый потенциальный электрод соединены с электрической шиной посредством разъемного соединения.

3. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что содержит блок радиоканала, соединенный с пятым выходом блока управления и регистрации.