專利名稱：血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的基于阻抗的測(cè)量方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種測(cè)量導(dǎo)電性體液的容積、組成和運(yùn)動(dòng)的方法，該方法基于人體或體段電阻抗，是用于執(zhí)行機(jī)電心動(dòng)描記法(ELMEC)或阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量來(lái)確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)。
背景技術(shù)：
在醫(yī)學(xué)實(shí)踐中，經(jīng)常需要測(cè)量心臟的機(jī)械活動(dòng)。有不同的方法，如超聲心動(dòng)描記法，用于測(cè)量每博輸出量，肌收縮力變化，收縮力和射血分?jǐn)?shù)。另外，心臟每博射血量，每博輸出量及其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)是經(jīng)常確定的。如果心率已知，心輸出量(心輸出量＝每分鐘的心臟輸出量＝CO)可以計(jì)算。從這些值可以導(dǎo)出心臟功能，進(jìn)而作為心臟病診斷和新的生理研究結(jié)果的基礎(chǔ)。然而，超聲心動(dòng)描記法不是真正適于監(jiān)護(hù)在ICU中或在麻醉中的嚴(yán)重心臟病患者，因?yàn)樗筢t(yī)生個(gè)人永遠(yuǎn)在現(xiàn)場(chǎng)。因?yàn)橛纱艘l(fā)一系列問(wèn)題，醫(yī)務(wù)工作者有很多其它方法進(jìn)行心輸出量CO的確定。一種這樣的辦法包括插入一導(dǎo)管到肺動(dòng)脈和/或主動(dòng)脈，在那里通過(guò)指示劑的值或物質(zhì)，它可以是熱，冷，氧化鈉或鋰，一滴所述指示劑物質(zhì)在測(cè)量距離以內(nèi)可被確定，接下來(lái)就根據(jù)菲克定律確定心輸出量CO。這種方法的缺點(diǎn)是將導(dǎo)管插入人的血管來(lái)完成確定，從而導(dǎo)致并發(fā)癥，如流血和感染。而且，這種有創(chuàng)傷性的方法由于使用一次性的導(dǎo)管而使費(fèi)用昂貴并且對(duì)病人要冒很大風(fēng)險(xiǎn)[1，2]。熱稀釋法或干稀釋法的原理也對(duì)誤差敏感以至要求幾個(gè)測(cè)量結(jié)果進(jìn)行平均而得到合理的結(jié)果。此外，物理因素或其它情況造成體溫的變化也使熱稀釋法產(chǎn)生錯(cuò)誤的結(jié)果。
最近有人嘗試應(yīng)用菲克定律通過(guò)測(cè)量肺泡空氣中的氣體來(lái)確定心輸出量。這種方法的可行性在于由于血液和肺泡空氣之間快速氣體交換造成這兩個(gè)媒介物之間的濃度實(shí)際是相等的。如果氣體加入到肺泡空氣中，它的血液濃度也隨著上升，而如果氣體加入停止，血液中氣體含量與肺泡空氣中一樣也隨著下降，其中是根據(jù)菲克定律。心輸出量CO可以從在給定時(shí)間單位內(nèi)的濃度下降計(jì)算得出。一種已經(jīng)證明特別成功的方法是CO2的重復(fù)呼吸。這里，一個(gè)環(huán)路插入到患者的呼吸管道而患者在一定時(shí)間段內(nèi)重復(fù)呼吸他自己呼出的空氣而使血中CO2的濃度升高。這種方法的缺點(diǎn)在于患者必須戴一套口并且保持其呼吸穩(wěn)定使在肺泡和血液中呼吸的氣體保持穩(wěn)定的濃度。因此，這種方法主要用在麻醉中以保證一穩(wěn)定的潮氣量和固定的呼吸頻率。對(duì)于自然呼吸的患者，存在有通過(guò)帶有套口的管道系統(tǒng)進(jìn)行呼吸的不利之處，顯著增加了呼吸無(wú)效空間和氣道的阻力，而因此呼吸困難。另外，由于自然呼吸將造成此方法精確度的顯著降低。另一個(gè)測(cè)量心輸出量CO的方法包括相似的技術(shù)，但是用惰性氣體替代CO2，其被吸入而也可以在血中快速平衡。
另一種方法包括從外周動(dòng)脈感測(cè)的脈搏波形來(lái)確定每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)。脈搏波形的變化部分是由于每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)變化引起的，可通過(guò)傳遞函數(shù)間接導(dǎo)出每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的變化。然而，這種方法要求在開(kāi)始通過(guò)上述技術(shù)之一進(jìn)行校準(zhǔn)，并且不是很精確。另一種熟識(shí)的方法涉及在耳或手指的毛細(xì)血管中的例如紫藍(lán)綠的指示物質(zhì)的經(jīng)皮測(cè)量，然而其顯著降低了菲克定律的精確度。
現(xiàn)有技術(shù)中另一種熟識(shí)的方法是阻抗心動(dòng)描記法(IKG)。在此方法中，一個(gè)固定的交變電場(chǎng)施加到胸部，并且由該交變電場(chǎng)引起的電壓的變化量指示胸部體液體積變化。更具體地，以此方法，測(cè)量交變電流的電阻(阻抗)，其是胸部體液體積變化的量度。另一方面，胸部體液體積變化是測(cè)量每搏血液射出量的量度。從每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)(SV)及心率(HR)，心輸出量(CO＝SV*HR)可以計(jì)算出來(lái)。
通常將電流引致人體的的一對(duì)電極連接在胸的上部或上限和在胸的下部或下限。在這對(duì)電極之間，第二對(duì)電極被連接以測(cè)量得到的交變電流。內(nèi)部對(duì)電極必須保持特定的距離，以致上面的電壓電極至少定位在聲門水平，而下面的電極定位在劍突水平。兩電極距離也取決于胸部的長(zhǎng)度且是以后所說(shuō)的電極測(cè)量長(zhǎng)度L。阻抗根據(jù)下列公式計(jì)算Z(t)＝u(t)/I0，其中u(t)是變化的交變電流而I0是施加人體上的交變電流恒定有效的電流強(qiáng)度。
至此，無(wú)論是環(huán)形電極或象ECG電極的點(diǎn)電極都可用于這個(gè)目的。涉及一醫(yī)學(xué)電極的專利申請(qǐng)描述了一種新電極配置，其中兩個(gè)條狀電極設(shè)置成彼此相平行，在同一薄片上伸展一短距離，它們彼此的距離通過(guò)公共載體薄片被精確地預(yù)設(shè)并是可再現(xiàn)的。這些設(shè)置在公共載體薄片上的平行條電極之一適于施加測(cè)量電流，其它的平行條狀電極用于感應(yīng)測(cè)量電壓。上對(duì)電極(或雙頭電極)可設(shè)置在，如頸部，下對(duì)電極分別設(shè)置在胸口(thoracic aperture)下方的左右。這種電極設(shè)置與SRAMEK[4]的專利申請(qǐng)US4450527中描述的先前環(huán)形電極和點(diǎn)電極相比呈現(xiàn)更加良好的再現(xiàn)性(圖1a+圖1b)。
上述阻抗技術(shù)的缺點(diǎn)涉及這樣一個(gè)事實(shí)，即分別根據(jù)KUBICEK等式[5，6]或SRAMEK等式[4，7，8]計(jì)算這些結(jié)果，兩者都是基于對(duì)人體非常簡(jiǎn)化的假設(shè)。這些假設(shè)只是部分正確的，從而導(dǎo)致在每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)及心輸出量的計(jì)算中的明顯誤差。
等式1顯示了從阻抗信號(hào)的變化量計(jì)算每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的KUBICEK等式SV=ρ*L2Z02·LVET·(dZ/dt)max---(1)]]>這里，L是在人體表面的兩電極之間的測(cè)量長(zhǎng)度[cm]，ρ是血液的電阻率[Ωcm]，Z0是基礎(chǔ)阻抗[Ω]，(dZ/dt)max是電抗和阻抗隨心臟活定時(shí)間變化的一階導(dǎo)數(shù)[Ω/sec]，即心臟活動(dòng)和LVET，左心室射血時(shí)間。
如所看到的，電極測(cè)量長(zhǎng)度L代入等式即二次方的值，其中，目前，該電極測(cè)量長(zhǎng)度是在胸的表面確定的。進(jìn)一步，血液的電阻率ρ在方程式中是線性值，即血液的電阻率主要是根據(jù)紅血球在血液中的濃度。根據(jù)由LAMBERTS等[9]的定理，ρ可以通過(guò)下列公式從血細(xì)胞比容Hct近似計(jì)算出來(lái)ρ＝71.24·e0.000358Hctpower2(2)或者通過(guò)一類似公式估算或，在其它方法中，簡(jiǎn)單地保持恒定不變。這里沒(méi)考慮到的是血液的傳導(dǎo)率不僅受血細(xì)胞比容的影響，而且還受血漿中的離子濃度和其中的蛋白質(zhì)含量的影響。這樣，經(jīng)驗(yàn)確定的公式只考慮一種而不是所有的血液成分，因此永遠(yuǎn)得不到正確的傳導(dǎo)率或血液阻力。進(jìn)一步，血液的傳導(dǎo)率也受流率的影響，較高速度的紅血球被縱向定向且因此增加了流體的橫截面。甚至更高的速度以及其導(dǎo)致的紊亂，血液阻力能上升得更高。
根據(jù)SRAMEK的方程式用17％的身高代替電極測(cè)量長(zhǎng)度，因?yàn)橐呀?jīng)經(jīng)驗(yàn)地顯明胸長(zhǎng)對(duì)應(yīng)近似17％的身體總長(zhǎng)。另一個(gè)假設(shè)是方程式的除數(shù)為4.25，它是從電極測(cè)量長(zhǎng)度與腰圍之間的估計(jì)關(guān)系以及圓桶型的胸部模型與去頂圓錐型的胸部模型之間的估計(jì)常量關(guān)系得到的(US4450527，第5欄，第50ff行)。體長(zhǎng)H代入公式中作為三次方值SV=(0.17·H)4.25·LVET·(dZ/dt)maxZ0---(3)]]>BERNSTEIN[x]通過(guò)將上述公式乘一校正系數(shù)δ來(lái)“校正”該公式。
δ＝β(Wreal/Wideal) (4)其中β是血液容積指數(shù)，而Wideal和Wreal是理想和真實(shí)的個(gè)人體重。對(duì)于男人的理想體重是Wreal＝0.534H-17.36(5)對(duì)于女人的理想體重是Wideal＝0.534H-27.36 (6)
這里，H是身高[cm]。
這里顯示在所有等式中不同測(cè)量單位是混合的。因此，結(jié)果的等式對(duì)正確推導(dǎo)的，可靠的數(shù)學(xué)是沒(méi)有作用的。通過(guò)在這樣的公式中代入人體測(cè)量學(xué)的值，健康個(gè)人心臟的每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的間接量度被直接包含在每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的計(jì)算中。在具有健康心臟的個(gè)人中，心輸出量CO顯示出與體表有很好的相關(guān)性。因此，公式包含的一個(gè)參數(shù)即患者身體的測(cè)量值，對(duì)每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的測(cè)量是沒(méi)有作用的。基于身高和在聲門和劍突之間的電極測(cè)量長(zhǎng)度L，高的患者比小的患者自動(dòng)具有較大的每博輸出量和較高的其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)。KUBICEK的上述等式也直接包括身體尺寸的測(cè)量。
如圖1所示，電極間的測(cè)量長(zhǎng)度，當(dāng)在胸廓上下口之間正確放置電極時(shí)，與患者的身高令人驚奇地非常相關(guān)。
根據(jù)上述，對(duì)于沒(méi)有心臟病的個(gè)人，出血地測(cè)量的每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)與阻抗心動(dòng)描記法結(jié)果對(duì)應(yīng)良好，這是因?yàn)檎鎸?shí)的身高是心輸出量的一個(gè)測(cè)量值。一個(gè)高而重的個(gè)人實(shí)際要在一定時(shí)間單位內(nèi)比一個(gè)纖巧的個(gè)人輸送更多的血液到組織中，對(duì)于心臟病的個(gè)人，這個(gè)規(guī)律就不靈了以至實(shí)際心輸出量與阻抗心動(dòng)描記法測(cè)得的心輸出量之間的關(guān)聯(lián)性較差或不存在，因?yàn)閹牍降纳眢w測(cè)量值失去了原有的意義。對(duì)于有心臟病的個(gè)人，這導(dǎo)致相對(duì)正常值有很大的偏差且因此不正確的高值。
另外，阻抗心動(dòng)描記法確定的值在錯(cuò)誤的方向上被失真了，也就是朝向過(guò)高的心輸出量CO值，由于下面的現(xiàn)象。由于他們患病，心功能衰竭的患者通常比心臟健康的個(gè)人在胸腔積累更多的體液，上升的胸腔體液體積自然降低基礎(chǔ)阻抗Z0[Ω]。此值分別以倒數(shù)(SRAMEK)或二次方倒數(shù)帶入計(jì)算公式并得出的心輸出量CO值就太高了，從而導(dǎo)致致命的診斷錯(cuò)誤。心臟健康的個(gè)人，Z0為胸腔尺寸的一個(gè)測(cè)量值，不存在病人胸腔體液體積上升的問(wèn)題。
如圖2所示。根據(jù)辛普森技術(shù)由超聲心動(dòng)描記法在有和沒(méi)有心功能衰竭的患者中測(cè)量射血分?jǐn)?shù)EF并與心輸出量CO相比較。超聲心動(dòng)描記法參數(shù)EF代替超聲心動(dòng)描記法測(cè)量的心輸出量CO，因?yàn)榇酥悼梢愿_地被確定?？梢钥闯觯妮敵隽緾O與射血分?jǐn)?shù)EF之間沒(méi)有關(guān)系，如果阻抗心動(dòng)描記法是用于心臟衰竭的適合方法，則可以期待這種關(guān)系存在。
因此，阻抗心動(dòng)描記法至少在歐洲未真正被心臟病專家所接受，因?yàn)殡m然對(duì)于健康心臟的個(gè)人，與實(shí)際的每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)對(duì)應(yīng)性很好，但對(duì)于有心臟病的個(gè)人，其結(jié)果用于真正診斷決策，精確度就相當(dāng)差了。在美國(guó)，此項(xiàng)技術(shù)仍然被廣泛應(yīng)用，因?yàn)樗梢悦坎┹敵隽亢推渌簞?dòng)力學(xué)參數(shù)的相對(duì)變化可被方便地監(jiān)視從而很方便地確定藥物干涉的效果，雖然其絕對(duì)值是錯(cuò)的。
另外，市場(chǎng)上還沒(méi)有設(shè)備能提供每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)或心輸出量CO的結(jié)果而不首先輸入身高或電極之間的胸腔長(zhǎng)度，即身高的不同測(cè)量。特別是在重病特別護(hù)理中心，患者的體重和身高不能經(jīng)常被測(cè)量和詢問(wèn)。輸入一個(gè)錯(cuò)誤的值實(shí)際是容易的，將使結(jié)果被進(jìn)一步失真。
然而，測(cè)量心輸出量的裝置或方法應(yīng)該在沒(méi)有實(shí)現(xiàn)了解身高和體重的情況下得到可靠的結(jié)果，象熱稀釋法的金標(biāo)和應(yīng)用菲克定律的其它方法，例如CO2的重復(fù)呼吸技術(shù)或其它呼吸氣體的方法的情況，一旦使用關(guān)于身體的事先了解，其測(cè)量結(jié)果被引入一個(gè)方向，其中，心輸出量CO值即一偏差被引入在具有健康心臟的個(gè)人中模擬各個(gè)方法的良好結(jié)果的等式中。另外，在電測(cè)量的心輸出量的情況下，僅電測(cè)量參數(shù)應(yīng)該引入等式。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種本文開(kāi)始提到的方法，特別用于確定每博輸出量和通常用于測(cè)量其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，如肌收縮力變化或射血分?jǐn)?shù)，借助于阻抗心動(dòng)描記法，該測(cè)量方發(fā)有助于克服上述缺點(diǎn)。
根據(jù)本發(fā)明，通過(guò)將至少一個(gè)頻率的交變測(cè)量電流引入人體，并且對(duì)于人體的基本縱向方向上的至少兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度(L、L2、L3、L4、L5)，測(cè)量該交變測(cè)量電流流過(guò)的基本相同體段的阻抗和時(shí)間變化。
通過(guò)測(cè)量在兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度的阻抗和它的變化量，實(shí)際電參與“操作體段長(zhǎng)度”和實(shí)際參與電的“操作體段容積”以及實(shí)際測(cè)量的血液的“操作阻力”可分別通過(guò)解帶有幾個(gè)未知數(shù)的方程式而被電確定，或用于經(jīng)驗(yàn)確定的公式可將該附加信息輸入到所謂的“黑盒子”模型，只有電測(cè)量值被輸入其中。這樣，消除對(duì)人體測(cè)量和其它的人體信息依賴性由于胸廓區(qū)域中的阻抗變化對(duì)心輸出量的確定有著特殊的意義，并且因?yàn)橐呀?jīng)證明改變血液的主要流通方向上的電極測(cè)量長(zhǎng)度是有利的，本發(fā)明進(jìn)一步的方面包括在胸部接近胸廓上下口，對(duì)于基本相同的體段上至少兩個(gè)不同的測(cè)量長(zhǎng)度上測(cè)量阻抗。
在本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例中，阻抗測(cè)量是在軀干上接近軀干上下端的基本相同的體段上至少兩個(gè)不同的測(cè)量長(zhǎng)度上進(jìn)行的，其優(yōu)點(diǎn)在于可附加地在兩個(gè)不同的距離測(cè)量肢體(extremity)電阻抗，分別為這面積提供一個(gè)操作長(zhǎng)度和電參與容積。
在胸部或軀干區(qū)域引入測(cè)量電流導(dǎo)致在人體內(nèi)部的電流波腹，通常一個(gè)強(qiáng)烈的線性電流傳播對(duì)于測(cè)量是較佳的。本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例包括在或接近人體的下端而不是胸廓下口引入電流，以及兩個(gè)不同的測(cè)量長(zhǎng)度上的阻抗測(cè)量可以在胸和/或軀干和/或在肢體的部位進(jìn)行。
在確定一些血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)或關(guān)于體液平衡的參數(shù)中，附加地測(cè)量全身阻抗，即人體的上下端之間的阻抗是有利的。全身阻抗的附加測(cè)量不僅可以應(yīng)用本發(fā)明的方法，而且也可以是其它傳統(tǒng)阻抗心動(dòng)描記法的測(cè)量方法，因此，它被要求而與本發(fā)明的采用不同電極的測(cè)量長(zhǎng)度的測(cè)量方法無(wú)關(guān)，即也可與已知的現(xiàn)有技術(shù)的方法分類有關(guān)。
如果在兩個(gè)不同的測(cè)量長(zhǎng)度之間的長(zhǎng)度差比被測(cè)量體段的長(zhǎng)度小，特別是被確定體段的長(zhǎng)度與長(zhǎng)度差的比例在3∶1到50∶1之間，最優(yōu)選為近似10∶1，則可以得到阻抗測(cè)量的最大精度和再現(xiàn)性。
在人體阻抗測(cè)量中，交變測(cè)量電流通過(guò)電流電極加入，該電流電極是在人體表面上相互隔開(kāi)電流電極的測(cè)量長(zhǎng)度，而由測(cè)量電流產(chǎn)生的測(cè)量電壓通過(guò)彼此間隔電極電壓測(cè)量長(zhǎng)度放置在人體表面，特別是胸部表面上的電壓電極感測(cè)，從那以后，電阻抗和變量可以從測(cè)量電流和測(cè)量電壓計(jì)算出來(lái)。
本發(fā)明一實(shí)施例中可以包括操作電極的測(cè)量長(zhǎng)度的計(jì)算或者，如果需要，也可以包括從對(duì)電極之間的不同測(cè)量長(zhǎng)度確定的阻抗值計(jì)算電極之間的操作距離?；谶@些人體中實(shí)際有效的值，可以實(shí)現(xiàn)阻抗或其變化的可靠的確定。因此，電極的測(cè)量長(zhǎng)度的變化不必再手工確定了。
這允許從公式L0＝d/(Z02/Z01-1)計(jì)算體段的電操作長(zhǎng)度，其中d是測(cè)量中使用的兩電極測(cè)量長(zhǎng)度間的差，Z02是較長(zhǎng)電極測(cè)量長(zhǎng)度的阻抗，而Z01是較短電極測(cè)量長(zhǎng)度的阻抗。
為了避免患者身體的電流分布不對(duì)稱，另一個(gè)實(shí)施例中包括在胸廓下口設(shè)置電壓電極為分別在胸的左右側(cè)的雙頭電極，其中電極在縱向上等距離安置且彼此電連接。
可替換地，分別在胸的左右側(cè)上的電極可選擇性地關(guān)掉。
當(dāng)在軀干上放置測(cè)量電極時(shí)，在本發(fā)明的方法的一優(yōu)選的實(shí)施例中可以包括在軀干下端設(shè)置電壓電極分別為在軀干下端的左右側(cè)上的雙頭電極，其中電極在縱向上等距離安置且彼此電連接。因此，測(cè)量可包括一相對(duì)大的人體容積。這里，分別在軀干的左右下端上的電極可選擇性地關(guān)掉。
至少另一個(gè)電流電極和/或電壓電極的設(shè)置導(dǎo)致相對(duì)于另一個(gè)電極元件的電流電極和/或電壓電極的電極測(cè)量長(zhǎng)度，優(yōu)選地在人體縱向上，且因此在血液的主要流動(dòng)方向上的變化，這樣在胸部的阻抗或其時(shí)間變化的測(cè)量可以同時(shí)或連續(xù)進(jìn)行較短和較長(zhǎng)的電極測(cè)量長(zhǎng)度。電極測(cè)量長(zhǎng)度L的變化應(yīng)該是恒定的，已知的或可計(jì)算的。
在上面提到的方法中，本發(fā)明的目的也可以通過(guò)以兩個(gè)或更多測(cè)量頻率測(cè)量電阻抗和確定細(xì)胞內(nèi)外間隙部分，進(jìn)而通過(guò)使用這些參數(shù)來(lái)計(jì)算每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)來(lái)實(shí)現(xiàn)。此方法可以與本發(fā)明測(cè)量長(zhǎng)度的確定變化無(wú)關(guān)，也可以應(yīng)用于傳統(tǒng)的兩電極系統(tǒng)或它們的組合中。通過(guò)選擇兩個(gè)測(cè)量頻率，在不同頻率下顯示不同電阻值的血液特性可以用于根據(jù)血液阻力來(lái)確定不同的血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)。
可應(yīng)用于本發(fā)明方法中的不同頻率數(shù)值不受上述限制，并且頻帶的連續(xù)搜索，優(yōu)選地從較低測(cè)量頻率到較高測(cè)量頻率，均在本發(fā)明的保護(hù)范圍內(nèi)，其中根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例較低測(cè)量頻率約為1KHz而較高測(cè)量頻率最大約為1000KHz。
在不同頻率的測(cè)量電流和測(cè)量電壓之間的相位角也可以是用于確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的測(cè)量值。
在本發(fā)明一優(yōu)選的實(shí)施例中可以包括以兩個(gè)測(cè)量頻率同時(shí)測(cè)量電阻抗或電阻抗隨時(shí)間的變化量。兩頻率可以，例如，通過(guò)頻率濾波器(頻率復(fù)用器)分開(kāi)?？商鎿Q地，可以在很短的時(shí)間幀(frame)內(nèi)有選擇性地測(cè)量幾個(gè)測(cè)量頻率。從以不同測(cè)量頻率測(cè)量的不同的阻抗值可以確定體液的分布，其允許相對(duì)于胸部幾何學(xué)而予解決。
在本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例中可包括在三個(gè)不同頻率下測(cè)量阻抗的方法，其中三個(gè)不同頻率是1到10KHz，30到100KHz和大于200KHz。
如前所述，阻抗心動(dòng)描記法的一個(gè)問(wèn)題是確定血液阻力，它在幾個(gè)血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的計(jì)算公式中扮演一角色。由于以上升頻率確定阻抗相對(duì)于時(shí)間的最大時(shí)間導(dǎo)數(shù)是對(duì)血液阻力的測(cè)量，因此本發(fā)明的目的可以由在至少兩個(gè)不同測(cè)量頻率下確定測(cè)量的阻抗值的最大時(shí)間變化(dZ/dt)來(lái)實(shí)現(xiàn)。還可通過(guò)從其確定當(dāng)前人體血流阻力而實(shí)現(xiàn)。這種測(cè)量可進(jìn)行而不改變?cè)陔妷夯螂娏麟姌O之間的測(cè)量長(zhǎng)度。
從阻抗的變化，例如在高和低測(cè)量頻率下，可以計(jì)算比率，它是對(duì)由于加速度而引起主動(dòng)脈中變形的紅細(xì)胞的測(cè)量。從這個(gè)比率，可以通過(guò)適當(dāng)?shù)臄?shù)學(xué)信號(hào)分析導(dǎo)出另一個(gè)參數(shù)，這個(gè)參數(shù)對(duì)每博輸出量的計(jì)算是重要的。
根據(jù)本發(fā)明一個(gè)重要的實(shí)施例，測(cè)量的阻抗值的最大時(shí)間變化是可以在心動(dòng)周期的不同時(shí)間被確定，特別在相對(duì)小的時(shí)間幀內(nèi)。這將導(dǎo)致心動(dòng)周期上阻抗值變化的時(shí)間平均值。
根據(jù)本發(fā)明進(jìn)一步的實(shí)施例，從心動(dòng)周期的極限值確定平均值，通過(guò)在阻力的陡峭上升沿在心臟舒張末期的最小血流時(shí)間設(shè)置時(shí)隙來(lái)實(shí)現(xiàn)。
如果以小的浮動(dòng)時(shí)隙的形式在整個(gè)心動(dòng)周期上放置時(shí)隙，本發(fā)明的方法的精度就提高了。
最后，本發(fā)明方法一個(gè)重要的優(yōu)點(diǎn)在于經(jīng)金標(biāo)(gold standard)確定的經(jīng)驗(yàn)方程式，如用于每博輸出量的菲克定律或如用于其它參數(shù)，如射血分?jǐn)?shù)，肺楔壓，舒張功能等的超聲心動(dòng)描記法或同位素方法都可用于測(cè)量血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，水下稱重或DXA技術(shù)，以及用于體液的稀釋技術(shù)。這些經(jīng)驗(yàn)方程式例如可以通過(guò)部分相關(guān)和多重回歸方程，或通過(guò)神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)或其它“機(jī)器學(xué)習(xí)”方法得到。
當(dāng)用兩個(gè)間隔的電壓電極，第一電壓電極測(cè)量長(zhǎng)度的測(cè)量電壓和不同于第一個(gè)的第二個(gè)電壓電極測(cè)量長(zhǎng)度的測(cè)量電壓被確定，而從這些測(cè)量值中可確定與參考電極相反的阻抗測(cè)量的操作長(zhǎng)度。
為了能夠通過(guò)測(cè)量電量來(lái)確定電壓電極之間的距離，本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例提供了用于不同于第一和第二的第三個(gè)電壓電極測(cè)量長(zhǎng)度的測(cè)量電壓的確定。
此外，通過(guò)定位電極在人體的外周或肢體或人體上下端，就可以確定在不同頻率下的整個(gè)人體阻抗和體液及其分?jǐn)?shù)(fraction)，如細(xì)胞內(nèi)外間隙，而體液和電參與胸腔容積間的關(guān)系又可進(jìn)一步相對(duì)于主動(dòng)每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)而被得出結(jié)論，如果在肢體附加地以不同頻率進(jìn)行測(cè)量，就可確定細(xì)胞內(nèi)外間隙，這些數(shù)值和它們彼此之間的關(guān)系就可帶入計(jì)算心輸出量的方程式。因此細(xì)胞內(nèi)外間隙是顯示一個(gè)人是否患心臟病的特征變量，進(jìn)一步就可得出關(guān)于心功能的結(jié)論，例如在心律衰竭時(shí)，就導(dǎo)致細(xì)胞內(nèi)間隙減少而細(xì)胞外間隙增大。
本發(fā)明另一個(gè)實(shí)施例包括通過(guò)分別在人體四肢的上下末端，例如，腿，如踝，和/或臂，如腕部放置兩電流電極而施加測(cè)量電流。
在人體上進(jìn)行阻抗測(cè)量所涉及的所有物質(zhì)取決于頻率，它提供了有關(guān)被測(cè)組織構(gòu)造的重要信息。
因此，測(cè)量電流應(yīng)以不同的測(cè)量頻率被施加，特別是在心動(dòng)周期內(nèi)，測(cè)量電壓值及其時(shí)間變化應(yīng)被確定。此處使用的頻率可得到血液阻抗值的可測(cè)量變化。
根據(jù)本發(fā)明進(jìn)一步的實(shí)施例，通過(guò)在幾個(gè)不同電壓電極測(cè)量長(zhǎng)度上和以幾個(gè)不同測(cè)量頻率施加測(cè)量電流，接著進(jìn)行由測(cè)量電流引起的測(cè)量電壓的確定，可得到在確定測(cè)量值中的有利的信噪比。
此外，對(duì)確定阻抗特性(電感的或電容的)以確定測(cè)量電流和測(cè)量電壓之間的相位角是有利的。
此外，單獨(dú)地或一起使用阻抗波形B，C，X和O點(diǎn)的幅度，面積，以及上升或下降切線對(duì)計(jì)算血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)是有利的。
本發(fā)明方法的另一個(gè)變型可包括確定血清中鈉含量并將其用于相關(guān)參數(shù)的計(jì)算。
此外，根據(jù)本發(fā)明方法可數(shù)學(xué)估算血清中的鈉濃度并獲得作為一結(jié)果。
另外，激素，例如ADH和鈉尿肽，特別是腦鈉尿肽和其他調(diào)節(jié)體液的前提、分?jǐn)?shù)和其組成，可借助于經(jīng)驗(yàn)方程式，根據(jù)權(quán)利要求1至29的任何一個(gè)所述的方法被估算并獲得作為一結(jié)果。
應(yīng)用現(xiàn)代通信手段，根據(jù)本發(fā)明方法得到的數(shù)據(jù)可被進(jìn)行以下處理，通過(guò)以數(shù)字形式將結(jié)果傳送到中心站，優(yōu)選地通過(guò)電話或電子郵件，在那進(jìn)行進(jìn)一步的處理和評(píng)估，之后所有必要測(cè)量和治療變化傳到遠(yuǎn)方的患者。
此外，本發(fā)明涉及一種用于測(cè)量人體內(nèi)電阻抗或其時(shí)間變化的裝置，特別用于執(zhí)行機(jī)電心動(dòng)描記法或阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量來(lái)確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)。
根據(jù)本發(fā)明，本發(fā)明上述目的的實(shí)現(xiàn)是通過(guò)提供兩個(gè)電壓電極，至少其中之一作為一雙電壓電極元件，感測(cè)在兩電壓電極之間的阻抗和其時(shí)間變化。
以一對(duì)電壓電極元件的形式提供電壓電極，兩個(gè)電極彼此隔開(kāi)一已知的距離，關(guān)于另一個(gè)電極的兩個(gè)電極測(cè)量長(zhǎng)度間的差是預(yù)定義的，以致操作電極測(cè)量長(zhǎng)度可以從在該對(duì)電壓電極感測(cè)的兩測(cè)量電壓而被確定。
適應(yīng)人體形狀的此對(duì)電壓電極元件的實(shí)施例可以通過(guò)將至少一對(duì)電壓電極元件連接到公共絕緣載體薄片上而得到。
本發(fā)明進(jìn)一步的實(shí)施例中，至少一個(gè)電壓電極包括一個(gè)三頭(triple)電極元件，其中由一個(gè)電流電極和兩個(gè)電壓電極組成。在實(shí)施本發(fā)明的方法時(shí)，交變測(cè)量電流的引入和測(cè)量電壓的感測(cè)可以在單個(gè)電極元件上進(jìn)行。更具體而言，此電流電極和兩個(gè)電壓電極元件可被固定到公共載體薄片上作為一三頭電極元件。
為了實(shí)現(xiàn)根據(jù)本發(fā)明方法的阻抗測(cè)量沒(méi)有手工的重復(fù)電源插拔或開(kāi)關(guān)，本發(fā)明將所有的電極元件終端通過(guò)連接導(dǎo)線集合入一分配元件，而該分配元件與測(cè)量設(shè)備的測(cè)量線和控制線相連接。
另一個(gè)本發(fā)明方法自動(dòng)化的可能是包括可控的分配元件，這樣電極元件可與測(cè)量設(shè)備的不同的測(cè)量線和控制線相連接。
由于借助于本發(fā)明測(cè)量系統(tǒng)可測(cè)量的阻抗值取決于空間中人體各個(gè)位置，因此記錄人體縱軸和水平或垂直軸之間的角度是有利的。本發(fā)明測(cè)量系統(tǒng)的另一個(gè)實(shí)施例可提供一個(gè)角度計(jì)用于測(cè)量人體的傾斜度，該角度計(jì)最好放置在分配元件上。
此外，本發(fā)明涉及一種用于測(cè)量人體內(nèi)電阻抗或其時(shí)間變化的醫(yī)學(xué)電極元件，特別用于執(zhí)行機(jī)電心定描記法或阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量來(lái)確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，借助于第一電流電極，其具有施加交變測(cè)量電流的電終端，和與其隔開(kāi)的第一電壓電極，具有感測(cè)電測(cè)量電壓的電壓終端，其中至少另一個(gè)電壓電極被提供有一電壓終端，并且其中至少另一個(gè)電壓電極安置在與第一電壓電極相隔一定距離，以此實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的方法，其中第一電壓電極與至少另一個(gè)電壓電極設(shè)置成相平行導(dǎo)電的條，條的寬度等于，優(yōu)選地小于條之間的距離。
細(xì)長(zhǎng)條狀電極的設(shè)置導(dǎo)致相對(duì)高的測(cè)量容積，如在胸腔，其中可得到確定人體阻抗的顯著測(cè)量結(jié)果。
與傳統(tǒng)的四點(diǎn)電極方法相反(兩個(gè)電流電極和兩個(gè)電壓電極)，這里提供進(jìn)一個(gè)電壓電極和可任選的進(jìn)一個(gè)電流電極，將它們放置在人體上，確保這些附加電壓電極和/或電流電極的連接導(dǎo)致放置在患者身體上電壓電極之間或至少兩個(gè)電極元件的電流引入點(diǎn)之間的測(cè)量長(zhǎng)度L，優(yōu)選地在人體縱向且因此在主要血流方向上的改變，這樣可以檢查體段中的阻抗或時(shí)間變化的同時(shí)或順序測(cè)量-對(duì)于各個(gè)電極之間的較短的及較長(zhǎng)的測(cè)量長(zhǎng)度。
通過(guò)引入更進(jìn)一步的自由度，即，在電壓電極和現(xiàn)場(chǎng)電極對(duì)之間的不同測(cè)量長(zhǎng)度，實(shí)際電參與“操作胸部長(zhǎng)度”和實(shí)際電參與“操作的”胸腔容積以及實(shí)際測(cè)量的血液的“操作阻力”可通過(guò)解具有幾個(gè)未知數(shù)的方程式，或用經(jīng)驗(yàn)確定公式將附加信息輸入所謂的“黑盒子”模型而被電確定。接著，只有電測(cè)量值帶入該公式。身高的問(wèn)題，即基于先進(jìn)的人體測(cè)量學(xué)信息來(lái)正確地確定健康個(gè)人中的每博輸出量和其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，就通過(guò)這種方法被省除了。
本發(fā)明另一個(gè)的實(shí)施例中，至少另一個(gè)電壓電極是由第二電壓電極構(gòu)成，其定位在已知的，恒定的或可計(jì)算的離第一電壓電極的距離(d)處。
這樣，測(cè)量電壓朝向于一參考電壓，其被引入不同的身體區(qū)域，可在第一電壓電極與第二電壓電極處被感測(cè)，并基于在第一與第二電壓電極之間的已知距離d，用于阻抗確定的參考電壓電極的操作測(cè)量長(zhǎng)度可以從得到的測(cè)量值中計(jì)算出來(lái)。
由于本發(fā)明電極元件的設(shè)計(jì)結(jié)構(gòu)，在第一與第二電壓電極之間的距離d是已知的，然而，已經(jīng)證明與操作測(cè)量長(zhǎng)度的確定相一致的附加的確定第一與第二電壓電極之間的操作距離是有利的。
根據(jù)本發(fā)明另一個(gè)的實(shí)施例，這是可以被實(shí)現(xiàn)，如果至少另一個(gè)電壓電極包括第二電壓電極和第三電壓電極，這第三電壓電極定位在與第一電壓電極相隔一距離處。
已經(jīng)表明，使用條狀電極提供了借助于本發(fā)明的電極元件測(cè)量的值的高水平的再現(xiàn)性，如果條的長(zhǎng)度與電極之間距離的比大約為2，優(yōu)選4，和大約為15，優(yōu)選10的范圍內(nèi)。
根據(jù)本發(fā)明進(jìn)一步的實(shí)施例，單獨(dú)電極之間的距離保持固定，通過(guò)將第一電壓電極和第一電流電極以及至少另一個(gè)電壓電極和/或至少另一個(gè)電流電極定位在公共的，電絕緣的載體材料上。
載體材料可包括一個(gè)載體薄片，其中第一電壓電極和第一電流電極以及至少另一個(gè)電壓電極和/或至少另一個(gè)電流電極固定在載體薄片的一側(cè)而優(yōu)選地被設(shè)置有一導(dǎo)電粘著層。這樣可以確保在實(shí)施本發(fā)明方法期間在人體表面的各個(gè)電極有固定的間隔。
在本發(fā)明另一個(gè)的實(shí)施例中，載體材料可包括多個(gè)有粘著表面的薄條，第一電壓電極和第一電流電極以及至少另一個(gè)電壓電極和/或至少另一個(gè)電流電極連接在其上，其上帶有電極的薄條可以牢固地基本上平行的配置粘著安置在公共基底載體薄片上，其中基底載體薄片可在薄條連接至人體后從人體表面撕下。撕下基底載體薄片后，只有帶一電極的薄條保持粘著在患者身體并與人體表面保持電接觸。由此保留各個(gè)電極的固定的間隔，而小的總接觸表面顯然降低了對(duì)皮膚的刺激，使電極可以接觸患者較長(zhǎng)時(shí)間。
為了得到可靠易操作的到本發(fā)明電極元件的操作所要求的導(dǎo)線的連接，在本發(fā)明另一個(gè)的實(shí)施例中，載體薄片可在一縱端上逐漸變細(xì)形成塞子型表面，第一電壓電極和第一電流電極以及至少另一個(gè)電壓電極和/或至少另一個(gè)電流電極被密排其上。
在本發(fā)明另一個(gè)的實(shí)施例中，第一電壓電極和第一電流電極以及至少另一個(gè)電壓電極和/或至少另一個(gè)電流電極以點(diǎn)電極的方式設(shè)置且彼此通過(guò)隔離物，如另一個(gè)載體薄片，拉緊的帶或纜，或剛性的隔離物相互隔開(kāi)。用這種方式，阻抗測(cè)量可在人體非常小的接觸面積上進(jìn)行。
此外，本發(fā)明涉及一種用于測(cè)量人體內(nèi)電阻抗或時(shí)間變化的測(cè)量系統(tǒng)，該系統(tǒng)特別用于執(zhí)行阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量以確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，借助于交變測(cè)量電流源和第一電壓測(cè)量裝置以及本發(fā)明的醫(yī)學(xué)電極元件實(shí)現(xiàn)，測(cè)量電流源可與電流電極接通，而電壓測(cè)量裝置可與電極元件的第一電壓電極接通。
在當(dāng)前使用的測(cè)量人體中的電阻抗的測(cè)量系統(tǒng)中，用于阻抗測(cè)量的兩電極之間的測(cè)量長(zhǎng)度或至少病人的身高必須被確定，例如借助于卷尺。由于測(cè)量的不精確性和實(shí)際電操作測(cè)量長(zhǎng)度明顯不同于在人體表面上測(cè)量出的單獨(dú)電極之間的距離且不能自后者距離預(yù)測(cè)出，從而導(dǎo)致測(cè)量誤差和非精確性。
本發(fā)明的目的是提供上述測(cè)量系統(tǒng)來(lái)克服上述問(wèn)題。
本發(fā)明的目的是通過(guò)提供一選擇開(kāi)關(guān)，用以將電壓測(cè)量裝置連接至第一電壓電極或至少另一電壓電極?？商鎿Q地，測(cè)量系統(tǒng)也可提供對(duì)不同的測(cè)量長(zhǎng)度的同時(shí)測(cè)量。
從在第一和另一電壓電極之間的已知距離，可確定到一參考電極的實(shí)際測(cè)量長(zhǎng)度，此方法可以通過(guò)施加電流和感測(cè)的電壓值來(lái)確定阻抗。
由于在患者身體上的阻抗測(cè)量結(jié)果依賴于頻率，在本發(fā)明一個(gè)改進(jìn)的實(shí)施例中，交變測(cè)量電流源可以有任選的連續(xù)的可變化的測(cè)量頻率。這樣，在不同測(cè)量頻率下人體成分如血液，組織和骨骼對(duì)測(cè)量結(jié)果的影響可被確定。
在此連接中，可設(shè)置用于確定在測(cè)量電流源的測(cè)量電流和由電壓測(cè)量裝置測(cè)量的測(cè)量電壓之間的相位角的相位檢測(cè)器，從相位角獲得另一個(gè)測(cè)量值。
由于本發(fā)明的測(cè)量系統(tǒng)可以根據(jù)人體在空間中的位置確定不同的阻抗值，因此記錄人體縱軸和水平或垂直軸之間的角度是有利的。本發(fā)明測(cè)量系統(tǒng)的另一個(gè)實(shí)施例提供有一個(gè)角度計(jì)用于測(cè)量人體的傾斜度，該角度計(jì)最好定位在分配元件上。
本發(fā)明的測(cè)量電極也可以用于另一個(gè)目的，其中將根據(jù)本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施例的電極元件連接到ECG測(cè)量裝置是有利的。
由于發(fā)明在此描述的本發(fā)明的電極元件和相應(yīng)的本發(fā)明的實(shí)施方法與現(xiàn)有的阻抗心動(dòng)描記法大不相同，因此我們建議以新術(shù)語(yǔ)“多位頻率機(jī)電心動(dòng)描記法(msf-ELMEC)”用于在此描述的本發(fā)明的方法和測(cè)量系統(tǒng)，其實(shí)現(xiàn)對(duì)心功能所有可確定參數(shù)，如每博輸出量，肌收縮力變化，射血分?jǐn)?shù)，舒張期心功能，瓣膜改變，以及潛在的其它血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，例如脈壓，和其他重要的參數(shù)，如體積，分布和不同體段的成分的確定。
下面將參考附圖中所示的實(shí)施例更加詳細(xì)地解釋本發(fā)明。


圖3示出了人體上確定的測(cè)量長(zhǎng)度與由兩個(gè)電流或電壓電極之間確定的操作測(cè)量長(zhǎng)度之間的關(guān)系。
圖4a是根據(jù)傳統(tǒng)的阻抗心動(dòng)描記法和重呼吸技術(shù)在心臟每博輸出量確定之間比較的圖。
圖4b是根據(jù)本發(fā)明的阻抗心動(dòng)描記法(msf-ELMEC)和重呼吸技術(shù)在心臟每博輸出量確定之間比較的圖。
圖5顯示了一位病人的相對(duì)于時(shí)間導(dǎo)出的阻抗信號(hào)以及他的心電圖和心音圖。
圖6顯示比較了健康個(gè)人和患病個(gè)人的時(shí)間導(dǎo)出的阻抗信號(hào)之間的比較。
圖7是本發(fā)明的電極元件的實(shí)施例。
圖8是本發(fā)明的電極元件的另一實(shí)施例。
圖9是本發(fā)明的測(cè)量系統(tǒng)的實(shí)施例的簡(jiǎn)圖。
圖10是本發(fā)明的測(cè)量系統(tǒng)的實(shí)施例的另一簡(jiǎn)圖。
圖10a是圖10的本發(fā)明測(cè)量系統(tǒng)的一改進(jìn)實(shí)施例的詳細(xì)圖。
圖10b是圖10的本發(fā)明測(cè)量系統(tǒng)中的一改進(jìn)實(shí)施例的詳細(xì)圖。
圖11是本發(fā)明的測(cè)量系統(tǒng)的另一實(shí)施例的簡(jiǎn)圖。
圖12是本發(fā)明的測(cè)量系統(tǒng)的另一實(shí)施例的簡(jiǎn)圖。
圖13是本發(fā)明的測(cè)量系統(tǒng)的另一實(shí)施例的簡(jiǎn)圖。
具體實(shí)施例方式
在根據(jù)人體或人體某部分的電阻抗，測(cè)量導(dǎo)電體液的體積、組成和運(yùn)動(dòng)，特別用于執(zhí)行機(jī)電心動(dòng)描記法(ELMEC)或阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量來(lái)確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的本發(fā)明的方法中，把至少一種頻率的交變測(cè)量電流引入人體內(nèi)，針對(duì)至少兩個(gè)不同的測(cè)量長(zhǎng)度來(lái)測(cè)量該電流所流經(jīng)的基本相同體段的阻抗及其時(shí)間變化，這兩個(gè)測(cè)量長(zhǎng)度基本上是沿人體縱向布置的。
更具體地說(shuō)，在用于確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)(例如每博輸出量)的阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量中，交變測(cè)量電流由電流電極施加。這些電極分布在人體表面，相互隔開(kāi)電流電極測(cè)量測(cè)量長(zhǎng)度。由測(cè)量電流產(chǎn)生的測(cè)量電壓可以借助于電壓電極被感測(cè)，這些電壓電極分布在人體表面(尤其在胸部表面)，相互隔開(kāi)一電壓電極測(cè)量長(zhǎng)度。
根據(jù)測(cè)量電流值和測(cè)量電壓值，就可以算出電阻抗及其隨時(shí)間的變化。
而在本發(fā)明的方法中，例如，位于大致相同的體段上的電壓電極之間的不同電壓電極測(cè)量長(zhǎng)度的測(cè)量電壓被確定。從這些測(cè)得的電壓值中，就可算得各自的阻抗值。測(cè)量長(zhǎng)度的改變主要在沿人體縱向，也就是沿體內(nèi)血液的主要流動(dòng)方向上發(fā)生。
另外，用至少兩種不同頻率來(lái)確定阻抗及其變化是有利的，最好用至少三或四種頻率。這就要求用于該測(cè)量的交變測(cè)量電流源以具有可變的、任意連續(xù)的、可修改的測(cè)量頻率。
這里，不同測(cè)量頻率之間相差必須足夠大，以便觀察可測(cè)量的血液阻抗的可測(cè)量的變化，并讓較高頻的電流能穿透人體表層。相關(guān)的頻率，例如在1kHz和10kHz之間，30kHz和100kHz之間，尤其是大約40kHz，大于200kHz，例如，大約300kHz到1MHz。以上僅代表對(duì)希望的頻率范圍的一般指導(dǎo)。此外，推薦的做法是在整個(gè)可能頻譜范圍內(nèi)從低到高的測(cè)量頻率進(jìn)行掃描，而不是測(cè)量單一頻率下的值，例如，從1kHz到1000kHz之間，或在此范圍內(nèi)的某一感興趣的部分上進(jìn)行。為了在測(cè)量過(guò)程中保持最佳信噪比，對(duì)幾個(gè)測(cè)量長(zhǎng)度和幾個(gè)頻率進(jìn)行交替或同時(shí)測(cè)量將更為有利。此外，用專門設(shè)計(jì)的電子設(shè)備影響阻抗信號(hào)的相位角將對(duì)測(cè)量更為有利。為了達(dá)到這個(gè)目的，這里提供一種相位確定器用以確定測(cè)量電流源產(chǎn)生的測(cè)量電流與由電壓測(cè)量?jī)x器測(cè)得的測(cè)量電壓之間的相位差。
正如通常所知，根據(jù)電阻率的定義，阻抗是Z0＝ρ*(L/A) (7)這里ρ表示工作區(qū)域的電阻率，L是測(cè)量長(zhǎng)度，A是工作區(qū)域的橫截面積。
如果提供具有以下測(cè)量長(zhǎng)度的第二個(gè)工作區(qū)域L2＝L+d (8)
這里d是一個(gè)常數(shù)或者是測(cè)量長(zhǎng)度L和L2之間的可計(jì)算的距離?？梢院苋菀椎貙?dǎo)出，操作電測(cè)量長(zhǎng)度L0可由以下公式算出L0=dZ02Z01-1---(9)]]>當(dāng)把電確定的測(cè)量長(zhǎng)度L0帶入時(shí)，例如，KUBICEK方程時(shí)，所有方程中未知長(zhǎng)度測(cè)量都可以消去。只有差值d(兩電極間距離)例外，這個(gè)量是由電極自身的設(shè)計(jì)決定的。
在用于測(cè)量人體的電阻抗及其隨時(shí)間的變化量以確定體液、它們?cè)隗w內(nèi)的組成和運(yùn)從，例如血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的裝置中，本發(fā)明提供兩個(gè)電壓電極8a、80和81、82、80′、81′、82′、85、85′、85″、7，其中至少有一個(gè)被提供作為雙頭(double)電壓電極元件80、81、82、81′、82′、85、85′、85″，其中阻抗及其隨時(shí)間的變化量可以在兩個(gè)電壓電極之間被感測(cè)。在圖9中，一個(gè)電壓電極由一個(gè)三頭電極元件80組成，第二個(gè)電壓電極由兩個(gè)置于同一高度的三頭電極元件81、82組成的。
三頭電極元件80，81，82包括一個(gè)電流電極70和兩個(gè)電壓電極72，73。這兩個(gè)電極72、73組成了一個(gè)雙電壓電極元件，如在圖7顯示。在其中電流電極70和兩個(gè)電壓電極72，73被以一個(gè)已知的不變的距離固定，優(yōu)選地把它們固定在公共的載體薄片2上，以保持恒定的距離。
差值d可以由電極72，73的設(shè)計(jì)獲知。當(dāng)然，也作為胸部表面測(cè)得的長(zhǎng)度L是電無(wú)效的。因此，分別操作各個(gè)已有測(cè)量電極并與由公式9算出的L0來(lái)計(jì)算操作的d0是有利的。因?yàn)樵谟?jì)算這些操作長(zhǎng)度期間，不插入胸部?jī)?nèi)基本非均勻電場(chǎng)中是有利的，因此使用中的電極不能更換，只能用附加測(cè)量電極。
計(jì)算d0需要例如在本發(fā)明的電極元件80上安裝額外的測(cè)量電極71，如圖12所示以使包括一個(gè)電流電極70和三個(gè)電壓電極71，72，73的一個(gè)四頭電極元件定位在上胸廓口。借助于插入固定在胸廓下口的電極元件20的電流電極60和電流電極70之間的交變測(cè)量電流源52施加該測(cè)量電流。如果該電流例如被施加于病人人體下端7或軀干下端85，85’，一個(gè)帶有三個(gè)任意置于上胸廓口或下胸廓口的電壓電極的三頭電極元件已足夠了。
電壓測(cè)量?jī)x器51與電極元件20的電壓電極61相連，并可通過(guò)選擇開(kāi)關(guān)50與第一電壓電極73或另一個(gè)，即第二或第三個(gè)電壓電極72，71相連。電壓電極61與第一電壓電極73之間的測(cè)量長(zhǎng)度為L(zhǎng)，電壓電極61與第二個(gè)電壓電極72之間的測(cè)量長(zhǎng)度為L(zhǎng)2，電壓電極61與第三電壓電極71之間的測(cè)量長(zhǎng)度為L(zhǎng)3。這里，L2＝L+d且L3＝L+d1。
通過(guò)設(shè)置選擇開(kāi)關(guān)50，可以測(cè)得與電流測(cè)量長(zhǎng)度L，L2，L3相對(duì)應(yīng)的總共三個(gè)測(cè)量電壓。
d0被計(jì)算出后，此值可用以在等式(9)中替代d。
圖13顯示了這套系統(tǒng)的測(cè)量系統(tǒng)的一實(shí)施例，使用若干電流電極取代若干電壓電極。
起始點(diǎn)仍是四電極元件80，其上設(shè)置有一個(gè)電壓電極33和三個(gè)電流電極30，31，32，它們被彼此以定義的距離定位電極元件20的電流電極60與電流電極32之間的測(cè)量長(zhǎng)度為L(zhǎng)，對(duì)于電流電極31，它升高至L4，對(duì)于電流電極30，它升高至L5，而L4＝L+a且L5＝L+a1。
測(cè)量電流通過(guò)一交變測(cè)量電流源52被施加，交變測(cè)量電流源52與電極元件20的電流電極60相連，并可通過(guò)選擇開(kāi)關(guān)50與電流電極30，31，32相連。
電壓測(cè)量裝置51與電極元件20的電壓電極61和電壓電極33相連，以使基于與圖11所示實(shí)施例類似的考慮，通過(guò)電流施加的三個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度L，L4和L5的電壓測(cè)量，阻抗和操作測(cè)量長(zhǎng)度可以被確定。
圖3顯示了在實(shí)際試驗(yàn)中識(shí)別的人體表面以cm為單位測(cè)得實(shí)際長(zhǎng)度與根據(jù)本領(lǐng)域使用的電極單元的歐姆定律計(jì)算得出的操作長(zhǎng)度L0之間的差異。如圖所示，這兩長(zhǎng)度之間的關(guān)系并不令人滿意，這表明人體表面測(cè)得長(zhǎng)度與通過(guò)上述方程導(dǎo)出的操作長(zhǎng)度L0之間并無(wú)臨床相關(guān)關(guān)系。圖3特別顯示了測(cè)量長(zhǎng)度顯著大于真實(shí)長(zhǎng)度，這表明電極間的電參與的胸組織直徑有實(shí)質(zhì)的變化，以“電波腹”的形式，以不可預(yù)知方式顯然降低了的電極間的真實(shí)距離。
這表明到現(xiàn)在阻抗心動(dòng)描記法是完全基于錯(cuò)誤的理論構(gòu)想。這是易理解的因?yàn)殡娫谛夭康姆植紶顟B(tài)是十分不均勻的，并且通過(guò)不同的介質(zhì)，如皮膚、骨骼、脂肪、肺部、心臟和血管的傳導(dǎo)是發(fā)生改變的。到目前為止，阻抗心動(dòng)描記法的再現(xiàn)性因?yàn)檫@些不均勻性而受到強(qiáng)烈限制。為了達(dá)到一定的再現(xiàn)性，電極必須精確置于胸部的同一點(diǎn)。這在短期試驗(yàn)中是可能的，但在持續(xù)幾天或更長(zhǎng)時(shí)間的觀察中則不可能。用本發(fā)明的方法，雙頭電極連接點(diǎn)的依賴性被消除，因?yàn)榇朔椒偰芡ㄟ^(guò)確定操作測(cè)量長(zhǎng)度而被校正，即使胸部?jī)?nèi)情況發(fā)生改變，例如由于不同的體液分布。
一個(gè)特別有利的方法提供了帶電電極在肢體7，8a上的連接，因?yàn)閺脑撎庪娏髦饕刂箪o脈和主動(dòng)脈流動(dòng)。這樣，測(cè)量電流通過(guò)兩個(gè)電流電極被施加，此二電流電極各自被置于至少一肢體，例如一條腿或/和手臂。
這樣就在胸腔中獲得一個(gè)比把帶電電極直接置于胸部更加均勻的電場(chǎng)。因此，在胸廓下口置放一個(gè)雙頭電極就足夠了，就如在專利說(shuō)明書A392/2001所描述的一樣。兩個(gè)雙頭電極，例如，A392/2001所描述的電極或兩個(gè)相鄰的單電極連接。到人體上端(例如，頸部、頭部、手臂)或者人體下端，這種連接使得通過(guò)同時(shí)確定整個(gè)人體的阻抗而同時(shí)完成對(duì)體液的測(cè)量。這很重要因?yàn)樾夭康捏w液的含量必須考慮到與組織液平衡的關(guān)系。特別是對(duì)于心功能衰竭患者，胸腔中體液分布和整個(gè)人體體液之間的關(guān)系被強(qiáng)烈的扭曲，這就是到目前為止阻抗心動(dòng)描記法在對(duì)心功能衰竭沒(méi)有應(yīng)用性的原因。
阻抗心動(dòng)描記法另一主要問(wèn)題是結(jié)合應(yīng)定量代入公式的血液電阻率。因此，Kubicek方程包括了從血細(xì)胞比容計(jì)算得出的血液電阻率的值。QUAIL等[11]修改了Kubicek方程且從每博輸出量計(jì)算出電阻率和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)，借助于一電磁通量計(jì)(EMF)在狗身上確定了這些參數(shù)。
ρblood=SVEMF·Z02l2·LVET·(dZ/dt)max---(10)]]>QUAIL等發(fā)現(xiàn)ρblood依賴于血細(xì)胞比容，否則保持為恒量。其用平均胸電阻值ρ0代替ρblood。若ρ0在Kubicek方程中近似為恒量，它可以以下述形式被取代Z=ρ·lA⇒ρ0=Z0·Al---(7⇒11)]]>這被代入Kubicek方程SV=Z0·Al·l2Z02·LVET·(dZ/dt)max]]>SV=A·lZ0·LVET·(dZ/dt)max---(12a,b,c)]]>SV=Vthorax·LVET·(dZ/dt)maxZ0]]>現(xiàn)在，難以確定的電阻率ρ已經(jīng)從用于每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的等式中被數(shù)學(xué)地消除。這要求血液電阻率值在心臟活動(dòng)期間保持恒定。根據(jù)Shankar等.[12]，依賴于心臟活動(dòng)的電阻率變化小于5.5％，這正是該方程已足夠正確的原因。
一個(gè)可替換的方案包括在不同心臟活動(dòng)時(shí)間對(duì)ρ的測(cè)量，例如在最大血流量時(shí)、心臟收縮期，最小血流量期，心臟舒張末期。像在阻抗心動(dòng)描記法中，監(jiān)視與時(shí)間相關(guān)的阻抗變化(dZ/dt)max較好，因?yàn)榇酥凳怯尚呐K活動(dòng)且因此由心臟流來(lái)的血液量(SV)所確定的。這種新方法只是基于血液電阻率ρ，特別是血紅細(xì)胞(紅血球)隨交變電流的頻率而變化的特性。例如在20kHz時(shí)，血液電阻值顯著高于100kHz時(shí)。其中紅血球傳導(dǎo)性隨更高頻率而增加，因?yàn)樵诟哳l率下紅細(xì)胞細(xì)胞膜的作用類似于電容器。這種特性可用于確定ρ，或更精確地說(shuō)，(dZ/dt)max的下降是紅細(xì)胞數(shù)的量度，即與血細(xì)胞比容相關(guān)的血液電阻率。(dZ/dt)max在頻率從低到高上升期間下降的越快，紅細(xì)胞數(shù)量就越多。每博輸出量保持不變ρ=f(Hkt)=F[(dZ/dt)max_freq1dZ/dt)max_freq2]---(13)]]>在非線性關(guān)系情況下，測(cè)量方法可以在多于兩種頻率下操作，且由此可能得出的所有函數(shù)可以表述為非線性回歸方程的形式。在兩種情況下(兩種或幾種頻率)，函數(shù)f可以通過(guò)將測(cè)量結(jié)果與傳統(tǒng)血細(xì)胞比容的確定相比較而經(jīng)驗(yàn)地確定。
另一種在心臟活動(dòng)周期中從電測(cè)量信號(hào)來(lái)確定血液電阻的變化的方法也是基于上述技術(shù)WANG等[13]已經(jīng)表明了血液電阻率的變化對(duì)應(yīng)于阻抗變化的~25％，即這是一個(gè)顯著的確定準(zhǔn)確的SV的測(cè)量。這種血液電阻率的變化是基于兩種在不同頻率下測(cè)得的有差別的阻抗信號(hào)之間的比例(dZ/dt)freq1/(dZ/dt)freq2的直接量度。于是一個(gè)附加的信號(hào)Δρ(t)＝(dZ/dt)freq1/(dZ/dt)freq2可以被連續(xù)的得到。這是一種對(duì)心臟周期中血液電阻率變化的測(cè)量?；诖四康?，一個(gè)滑動(dòng)小隙(slot)放置在心臟周期上以確定每一小隙的Δρ(t)。這些信號(hào)的最大偏離值Δρmax也可以用于確定CO。于是，經(jīng)驗(yàn)性預(yù)測(cè)函數(shù)f就不是絕對(duì)必要的。
Δρ(t)=(dZ/dt)freq1(dZ/dt)freq2---(14)]]>這種方法的另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是根據(jù)上述技術(shù)足夠精確地確定Δρ(t)還能確定血液是否流動(dòng)和流動(dòng)方式。在層流狀態(tài)下，電阻因血紅細(xì)胞在流向上的定向而減小，其后電阻因紊亂而以較快速度再次升高。從連續(xù)測(cè)量的Δρ(t)值的圖中可以確定血液流動(dòng)時(shí)間和流動(dòng)是層流還是紊流。這樣，常規(guī)地直接僅自IGK信號(hào)或心音圖確定的LVET(左心室射血時(shí)間)也就可以通過(guò)測(cè)量的改變?chǔ)训闹档靡源_定。
血液電阻率ρ的確定值，正確的操作長(zhǎng)度L0或作為胸部幾何特性量度的基礎(chǔ)阻抗Z0的精確確定被要求用于確定正確的SV，因?yàn)殡妳⑴c的胸廓體積Vthorax可以從這些值推導(dǎo)得出。此電參與的胸廓體積Vthorax是通過(guò)阻抗心動(dòng)描記法確定SV最重要的測(cè)量，正如從通常的IKG方程(12c)所看到的SV=Vthorax·LVET·(dZ/dt)maxZ0---(12c)]]>如上所述，KUBICEK法是從從電極L間距離，血液電阻率ρ，基本阻抗Z0計(jì)算出Vthorax，SRAMEK或BERNSTEIN則從站立高度H和/或病人體重W估計(jì)出Vthorax。其他的用于不同IKG儀器的“改進(jìn)”方程甚至使用病人的年齡來(lái)確定Vthorax。
如上所述，這些值或這些值的線性依賴性可僅通過(guò)電測(cè)量值確定。于是，Vthorax也就可僅從不同的電學(xué)值被確定。
Vthorax＝f(L，ρ，Z0，H，W)Vthorax=f[dZ02Z01-1,(dZ/dt)max_freq1(dZ/dt)max_freq2,Zfreq1Zfreq2,Zfreq1Zfreq3]---(15)]]>這些僅通過(guò)電學(xué)測(cè)量確定的值可能不僅不能被代入任何已知的確定每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的方程，例如KUBICEK、SRAMEK或BERNSTEIN方程，還不能被代入其他任何用于確定每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的方程，包括未導(dǎo)出的，借助于與金標(biāo)，例如菲克有創(chuàng)定律、熱稀釋法或呼吸氣體技術(shù)比較。這使方程中僅有電學(xué)測(cè)量值，使結(jié)果有更高的精確度。這樣，單獨(dú)信號(hào)的質(zhì)量就相對(duì)次要，因?yàn)闇y(cè)量可以在每次心跳時(shí)進(jìn)行，即每分鐘70次，且這些不同次心跳獲得的值可以求平均值或一個(gè)準(zhǔn)確的樣本可以從阻抗信號(hào)被確定。
類似地，電學(xué)確定的參數(shù)L和ρ可以代入任何已知或新導(dǎo)出的用于確定每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的方程。而且，多數(shù)用這種方法電學(xué)地確定的參數(shù)可以用于計(jì)算其他重要的機(jī)械心臟功能的參數(shù)，例如射血分?jǐn)?shù)、收縮能、肌收縮力變化和脈壓等。
根據(jù)我們的經(jīng)驗(yàn)，已成功證明使用用于每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)(例如射血分?jǐn)?shù)、收縮力和肺壓以及類似的參數(shù))的經(jīng)驗(yàn)公式。這些公式是通過(guò)使用上述這些值的金標(biāo)而得到的。于是，這些確定值Z01，Z02，(dZ/dt)max_freq1，(dZ/dt)max_freq2，Zfreq1，Zfreq2，Zfreq3，…最好與實(shí)際每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)相關(guān)。這些參數(shù)通過(guò)在符合多回歸分析和/或神經(jīng)中樞網(wǎng)絡(luò)和/或進(jìn)一步機(jī)器學(xué)習(xí)算法中的金標(biāo)技術(shù)而獲得。適用于實(shí)際每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的金標(biāo)主要是菲克原則、熱稀釋定律和呼吸氣體技術(shù)。基于此，以純經(jīng)驗(yàn)方法描述上述各參數(shù)和實(shí)際每博輸出量之間的最佳關(guān)系的多回歸方程可被建立。且于是所有生物學(xué)測(cè)量的不均勻性可以消去。這些不均勻性例如表現(xiàn)為下述事實(shí)，胸廓并非一個(gè)幾何學(xué)上的嚴(yán)格對(duì)稱體，且在胸廓中不同組織，如脂肪，肋骨，肌肉，皮膚，肺，血管束和心臟中的電傳導(dǎo)性不可能被足夠精確地以數(shù)學(xué)方式描述。非線性關(guān)系也可能導(dǎo)致復(fù)合多項(xiàng)式方程。這些公式重要的一方面是使用在幾個(gè)頻率上全身阻抗，例如在大約1-10kHz，40kHz和200kHz和任意更高的頻率，因?yàn)轶w液、細(xì)胞外空間、細(xì)胞內(nèi)空間和它們與胸廓體液含量的關(guān)系已被考慮。任何已經(jīng)在部分相關(guān)關(guān)系分析中表明與心臟機(jī)械性活動(dòng)有明顯關(guān)系的電學(xué)測(cè)量值可代入此方程。
例如，圖4表明了在一隊(duì)未選擇的個(gè)人，即包括因不同疾病必須接受手術(shù)的心功能不全的病人中，通過(guò)這里描述方法的一簡(jiǎn)單應(yīng)用對(duì)CO的計(jì)算。在外外科手術(shù)中，CO通過(guò)NICO儀器被確定為“金標(biāo)”。該儀器通過(guò)CO2重呼吸測(cè)量CO且通過(guò)溫度稀釋方法顯示良好的對(duì)應(yīng)性。在圖的上部，X軸表示NICO-CO與傳統(tǒng)阻抗心動(dòng)描記法之間的相互關(guān)系。如圖所示，r為0.58，構(gòu)成一個(gè)臨床不佳的的和因此無(wú)用的相互關(guān)系(即使人體測(cè)量被使用，提供了一個(gè)數(shù)學(xué)上對(duì)CO的預(yù)測(cè))。另一方面，圖的下部表示了NICO-CO和一非常簡(jiǎn)單的msf-ELMC的實(shí)施例之間的比較而不使用人體參數(shù)(如體重和身高)，其中相關(guān)系數(shù)為0.84，構(gòu)成了一臨床可用的相關(guān)關(guān)系。此相關(guān)關(guān)系在一個(gè)技術(shù)上更加復(fù)雜的實(shí)施例中可以得到較大程度改進(jìn)。
圖5用傳統(tǒng)術(shù)語(yǔ)表示了傳統(tǒng)的阻抗信號(hào)，即次數(shù)A，B，C，X，Y和O且同時(shí)記錄了ECGH和心音圖。最大血流量時(shí)刻在R-Z和直接在A波前最小血流量時(shí)刻之間。傳統(tǒng)上阻抗曲線的記號(hào)(ΔZ/dt)是倒置的，這一點(diǎn)應(yīng)該被記住。
另一個(gè)改進(jìn)msf-ELMEC可能性是基于下面的方案現(xiàn)在，只有dZ/dt的高度在阻抗心動(dòng)描記法的說(shuō)明中被用到，即使阻抗信號(hào)的形狀包括多得多的信息。例如，阻抗信號(hào)的形狀的因心臟功能不全而變化，如圖6所示。圖6上部表示心臟健康的個(gè)人的dZ/dt的信號(hào)，下部表示一心臟功能不全的病人的dZ/dt的信號(hào)。如圖所示，(dZ/dt)max(C point)下降了，但有另外的變化，如X波和O波幅度的增加。
如圖所示，替代僅使用(dZ/dt)max，方程應(yīng)包括負(fù)波B，正波C(真實(shí)(dZ/dt)max)，負(fù)波X，正波O的幅度以及依照上升和下降陡度和區(qū)域整體。
進(jìn)一步，了解人體在空間中的位置可能是必要的，因?yàn)椴煌恢玫牟煌腪0值可能需有區(qū)別的帶入方程。因此，同時(shí)確定人體位置可能是有利的，且基于此目的，一角度計(jì)被連接到人體，此角度計(jì)優(yōu)選地可以放置在例如分布元件中以便隱藏它且允許其他病人再使用。在這種情況下，此用于確定每博輸出量和其他血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的方程對(duì)這些不同人體位置需要得到校正。
由于這些新的發(fā)展，這項(xiàng)技術(shù)首次具有足夠的物理準(zhǔn)確性，專有的電學(xué)上的定義，高度的精確度和可再現(xiàn)性且因此首次適用于心臟病的診斷和用于監(jiān)視實(shí)現(xiàn)集中監(jiān)護(hù)及用于麻醉目的。不同于所有其他技術(shù)，本技術(shù)需將只是幾個(gè)舒適的帶電電極放置在胸廓和肢體，它們被同時(shí)用于實(shí)施ECG；不再需要進(jìn)行有疑問(wèn)的胸部長(zhǎng)度的測(cè)量，因?yàn)樾乩螤畹牟粚?duì)稱性和使用需平均化的多電極，如上所述，將一偏見(jiàn)愛(ài)好誤差引入方程的病人的身高不再必須被輸入；病人將不再不得不將一根導(dǎo)管插入肺動(dòng)脈，也不再必須在一個(gè)封閉系統(tǒng)中通過(guò)套口進(jìn)行呼吸。而且，經(jīng)皮測(cè)量染料的使用變得不必要了。
圖7顯示了本發(fā)明需要的電極元件的示例。在其上，第一個(gè)電流電極70有一個(gè)用于施加交變測(cè)量電流的電端子90，而與其隔開(kāi)的第一電壓電極73具有用于感測(cè)電測(cè)量電流的電壓端子93。
根據(jù)本發(fā)明，提供具有一個(gè)電壓端子92的放置在距第一電壓電極73距離d的第二電壓電極72。而且另外的電壓電極或電流電極的提供也包括在本發(fā)明的保護(hù)范圍內(nèi)。
第一電壓電極73和第一電流電極70以及至少另一個(gè)電壓電極72被提供為平行的導(dǎo)電帶。這些導(dǎo)電帶被安裝在一個(gè)公共的電絕緣的承載材料上，如果把它安裝在載體薄片2上將更好。第一電壓電極73和第一電流電極70和第二個(gè)電壓電極72被安放在載體薄片的一側(cè)上，最好提供有一個(gè)導(dǎo)電粘合層。
為了簡(jiǎn)化與測(cè)量電流源或測(cè)量電壓儀器的電子接觸的建立，載體薄片2在一縱向端逐漸變薄至一個(gè)插塞式表面6。在其上，第一電壓電極73和第一電流電極70以及第二個(gè)電壓電極72被密排。更好的，載體薄片2用與皮膚親和性好的不導(dǎo)電的柔軟的材料制成。載體薄片2可以在電極70、72、73之間被連續(xù)設(shè)置，正如圖7中的實(shí)施例所顯示的那樣。
另一方面，在圖8的實(shí)施例中，載體材料包括幾個(gè)有粘合表層的薄片條3，第一電壓電極73和第一電流電極70以及至少另一個(gè)電壓電極72被固定在其上，其中，具有電極70、72、73的薄片條3以基本平行的配置粘在一個(gè)公共的基礎(chǔ)載體薄片4上。載體薄片4在將薄片條連在人體表面之后將被從那里撕掉。
電極70、72、73之間的固定距離是以它們被連至胸廓之后基礎(chǔ)載體薄片4被撕掉這個(gè)事實(shí)為保證的。這樣有一個(gè)優(yōu)越處，那就是減少皮膚刺激，例如根據(jù)圖7所示的實(shí)施例中由非常寬的載體薄片2的巨大表面所導(dǎo)致的皮膚刺激，將被減少到非常小的面積。
起初，如圖8中所示，本發(fā)明的電極元件80有一最好再面對(duì)人體一側(cè)上的脫離片以保持電極70、72、73的導(dǎo)電涂層以及基礎(chǔ)載體薄片4的不導(dǎo)電粘合劑的濕潤(rùn)性及正如對(duì)醫(yī)用電極的一般認(rèn)識(shí)，該脫離片在使用前將被直接撕下。
當(dāng)然，另外的電壓和電流電極，例如一個(gè)附加的電流電極或附加的電壓電極，可能被連接到載體薄片4，這是為了實(shí)現(xiàn)更精確的操作電極測(cè)量長(zhǎng)度L0或操作距離d0的數(shù)學(xué)計(jì)算。從另一方面來(lái)說(shuō)，使用公共的電流電極70，擁有無(wú)論在測(cè)量Z01還是Z02的過(guò)程中胸部的電場(chǎng)都不會(huì)改變其非均勻性這樣一個(gè)優(yōu)點(diǎn)。
本發(fā)明的用于保證距離恒定的電極元件的另一個(gè)實(shí)施例包括在遠(yuǎn)離人體一側(cè)上的另一載體薄片的連接。只有在指狀載體薄片被固定在胸部之后，上面所提到的載體薄片才可被撕下。因此，載體薄片之間的表面不應(yīng)具有皮膚過(guò)敏的粘合劑。
如圖8所示，電極70、72、73被集合在用于一個(gè)阻抗測(cè)量?jī)x器的插塞式連接7的區(qū)域，優(yōu)選地在薄片條3的橫向逐漸錐狀變細(xì)6上，以使狹窄的插塞式連接7可以使用。此連接頭在臨床日常醫(yī)務(wù)中是廉價(jià)實(shí)用的。
圖9顯示患者人體上的測(cè)量裝置，包括本發(fā)明的測(cè)量系統(tǒng)。在末端的遠(yuǎn)端，如手臂和腿，電極元件7和8a被連接，用于在最合適兩個(gè)，三個(gè)或更多頻率下測(cè)量全身的阻抗，該系統(tǒng)包括電流和電壓電極。為了避免患者身體內(nèi)的不對(duì)稱電流分布，在所示的實(shí)施例中，電極元件7和8a連接到兩手臂和兩腿，其中施加電流在兩個(gè)一半身體中相等?？商鎿Q地，測(cè)量電流可以僅經(jīng)一只手臂或一腿被引入。
另外，兩個(gè)三頭的電極元件81，82放置在胸廓下口而三頭的電極元件80連接在頸部，每個(gè)三頭電極元件包括一個(gè)電壓電極和兩個(gè)電流電極。通過(guò)在上部(頸部)三頭的電極元件80上的電流電極和在胸廓下口的下部電極元件81的電流電極以及在上部三頭的電極元件80的電流電極和下部三頭的電極元件82的之間，施加測(cè)量電流，其中流過(guò)左半身的測(cè)量電流和流過(guò)右半身的測(cè)量電流最好是相等的。通過(guò)連接左右下部電極元件81，82，在測(cè)量中包括了一相對(duì)較大的身體容積?？商鎿Q地，可以僅提供一個(gè)覆蓋胸廓下口的整個(gè)身體前部的電極元件，然而，已示出兩個(gè)電極元件81，82并排安置，如圖9所示，提供了測(cè)量結(jié)果的更好的再現(xiàn)性。測(cè)量電壓分別在電極元件80，81，82的第一和第二電壓電極被感測(cè)，而且根據(jù)本發(fā)明被處理以確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)。
電極元件7、8a、80、81、82(還有圖10的電極元件80’、81’、82’、85、85’、85”)的所有終端都通過(guò)連接導(dǎo)線10集合到分配元件9，而該分配元件9被固定至病人身體并包括一個(gè)角度計(jì)11用于確定患者相對(duì)于水平方向的位置以記錄它對(duì)測(cè)量結(jié)果的影響。角度計(jì)11也可以放在患者身體上的某處或患者在的床上，確定阻抗12的測(cè)量裝置通過(guò)連到分配元件9的測(cè)量和控制線10a，例如通過(guò)模擬開(kāi)關(guān)13，可自動(dòng)控制電壓電極的所有操作模式而且也可以自動(dòng)控制電極元件7、8a、80、81、82、85的電流電極的所有操作模式。
除了第一和第二電壓電極，電極元件80、81、82、81’、82’、85’、85”也可以有第三電壓電極或更多電壓電極。
也有可能在人體上安置三個(gè)或更多通常熟知的環(huán)形電極或安置三頭或多頭點(diǎn)電極的實(shí)施方案。任何其它的電極形式也必須以得到不同距離的方式來(lái)實(shí)施，至少是電流或電壓電極之間。
另一個(gè)將電能饋入周邊的電極配置的例子如圖10所示。這里，根據(jù)圖9所示的實(shí)施例放置在胸廓下口的兩個(gè)三頭電極元件81和82可以由對(duì)應(yīng)的雙電極81’，82’代替，只要電流仍然通過(guò)電極7被四周地引入，然而，這些雙電極元件81’、82’必須作為雙電壓電極操作，以使在兩個(gè)不同距離測(cè)量基本相同胸部部分的阻抗。
另外，圖10示出了另一個(gè)雙頭電極85，是被任選地放置在軀干的下端近似胯部的高度?？商鎿Q地，圖10a顯示了在軀干的下端的三頭的電極元件85’的放置，其中電流可以交替地被引入以致在兩個(gè)不同距離測(cè)量沿軀干的阻抗變化值。這個(gè)電極元件85或85’可以采用雙頭的或三頭的電極元件，如果需要可以被短路，放在軀干的的左右兩邊或在軀干的一邊。這種電極配置的好處在于也可以測(cè)量?jī)蓚€(gè)不同距離的肢體阻抗，從而操作長(zhǎng)度或電參與體積可以計(jì)算。這也可以在肢體與例如一任選的止血帶86相組合，為了用已知方式的體積描記術(shù)測(cè)量動(dòng)脈和靜脈循環(huán)。為測(cè)量靜脈循環(huán)，止血帶必須膨脹至約40mmHg，即低于動(dòng)脈壓力而高于靜脈壓力，以從阻抗的變化值計(jì)算腿部體積的上升。為測(cè)量動(dòng)脈循環(huán)，止血帶必須膨脹高于動(dòng)脈血壓，之后止血帶放氣并分析阻抗的變化。這構(gòu)成了技術(shù)上的巨大改進(jìn)，直到現(xiàn)在只是以阻抗的變化的百分比來(lái)表示循環(huán)的變化。通過(guò)計(jì)算的、電參與體積，體積的變化值可以絕對(duì)的體積值，例如毫升被給出。由于兩條腿基本上有相同的體積，在兩條腿上兩邊測(cè)量也可以省略了，而電極元件7就可只連至一個(gè)肢體的四周，如圖10所示。這種單電極元件然后可與單電極元件85或85’相組合，或如圖10b所示，用一雙頭點(diǎn)電極元件85”，如果腿的阻抗不相關(guān)，可提供只包括一個(gè)電流電極而沒(méi)有電壓電極的電極元件7。手臂的電極如圖10所示的也可省略了。
這是可能的，因?yàn)槭直郯ㄖ皇菍?dǎo)電體液的小而高穩(wěn)定部分，這樣甚至沒(méi)有直接測(cè)量手臂，整體阻抗和整個(gè)人液可以從有關(guān)人體的其余部分的測(cè)量值中推出。這具有以下優(yōu)點(diǎn)雖然是利用根據(jù)本申請(qǐng)的方法和設(shè)備來(lái)監(jiān)護(hù)，病人可以自由使用其手臂，對(duì)于進(jìn)一步的醫(yī)學(xué)治療也可以這樣，特別是在重癥監(jiān)護(hù)中心。因此，無(wú)論何時(shí)本申請(qǐng)?zhí)岬降纳象w端，它任選地包括頸部，胸廓上口，手臂和頭部。
進(jìn)一步，在胸廓下口的左和/右電極元件81，82，81’，82’可以有選擇性地關(guān)掉，為了得到在胸內(nèi)血流方向和從阻抗曲線變化結(jié)果中得到心臟左右側(cè)功能的更多信息。如通常所知，心臟泵血到左下邊進(jìn)入心臟左邊的主動(dòng)脈，以至最大血的矢量下沖到左邊，如果在胸廓下口的電極元件81、82、81’、82’之一關(guān)掉，那個(gè)矢量可能就更容易識(shí)別。
電極元件的實(shí)際配置和實(shí)施為雙頭或三頭電極元件取決于不同的要求。手臂通常是盡可能搜集更多信息而盡可能用較少的電極元件。電極的最小數(shù)目在重癥監(jiān)護(hù)中心是特別重要的，在那里一種可能就是用雙頭電極元件80’在頸部而一或兩個(gè)三頭電極元件81在軀干部位。另一個(gè)搜集最多信息的非常經(jīng)濟(jì)的選擇是包括用雙頭電極元件80’在頸部，另兩個(gè)電極元件81’，82’在胸廓下口的左右邊，而單個(gè)雙頭電極元件85在軀干的下端一邊而另一個(gè)在同一下肢7的對(duì)應(yīng)端。這種可替換的包括只有五個(gè)雙頭電極元件并適合重癥監(jiān)護(hù)中心的方案，不僅提供精確的心臟功能的確定，而且還提供人體的體液分布，分為細(xì)胞內(nèi)外空間，和從身體一半到另一半的體液移動(dòng)。電流通常是通過(guò)位于軀干上端的電極元件80’和位于下肢的電極元件7被引入。朝向身體中心放置的電極元件80’，7的電極以及電極元件81’，82’和元件85的電極分別被專有地操作為電壓電極。
進(jìn)一步，體液體積的計(jì)算也可以考慮血清鈉。如通常所知，這組成在細(xì)胞外的空間中的主要離子并且對(duì)于傳導(dǎo)率和阻抗是決定性的。本發(fā)明的方法和設(shè)備的一個(gè)應(yīng)用場(chǎng)合就是在心臟病時(shí)，血清鈉經(jīng)常顯著降低，從標(biāo)準(zhǔn)值140mmol/升低到115mmol/升，這樣電離度及因此傳導(dǎo)率可低到20％以上。如果需要，必須考慮將血清鈉或電離度代入使用的等式。然而，血球容積計(jì)同樣影響血液的傳導(dǎo)率，而如果它是近似恒定的，如通常的樣子，血清鈉的變化量也可以通過(guò)確定在心臟活動(dòng)期間在不同頻率下測(cè)量阻抗變化量而被確定。
本方法的重要應(yīng)用可包括，除確定每博輸出量，射血分?jǐn)?shù)，收縮功能，肺楔壓，全身體液，細(xì)胞外的空間和體液移動(dòng)之外，間接計(jì)算在血液中的激素濃度。實(shí)施例是鈉尿肽濃度，例如腦鈉尿肽或它的前體，心房鈉尿肽也叫ADH。在臨床應(yīng)用中，鈉尿肽通常用于掃描和診斷心功能衰竭。該確定要求取血樣并且非常昂貴(目前接近40歐元)?；谠陂T診科室每天心臟病人的數(shù)量通常為20個(gè)，可以很容易地算出分期償還一臺(tái)本發(fā)明的儀器的時(shí)間。這些激素的調(diào)節(jié)與體液平衡和心臟通過(guò)這些體液的舒張密切相關(guān)。如果能詳細(xì)知道體液平衡和由于心臟的活動(dòng)引起的體液移動(dòng)，就可能預(yù)計(jì)在血液中的這些激素濃度從而避免昂貴的血液分析。本發(fā)明方法的所有這些參數(shù)都是可實(shí)驗(yàn)確定的，例如用金標(biāo)技術(shù)測(cè)量參數(shù)，或者，在激素的情況下，通過(guò)有代表性數(shù)目病人的血液分析，以及基于測(cè)量的電參數(shù)對(duì)感興趣的參數(shù)進(jìn)行估算，例如借助多項(xiàng)回歸方程式或神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)，其它“機(jī)器學(xué)習(xí)”的算法或任何其他“黑盒子”模型。
本發(fā)明的電極配置與Kichul Cha的美國(guó)專利US5335667A有明顯的不同。在其所述的公開(kāi)中，人體確實(shí)被劃分成測(cè)量人體成分的若干部分，然而，它不可能在基本相同部分上的不同的長(zhǎng)度上進(jìn)行測(cè)量，更沒(méi)有計(jì)算電操作長(zhǎng)度。由于這個(gè)原因，US5335667A還要求四周測(cè)量和對(duì)待分析的部分的手工長(zhǎng)度測(cè)量。如專利US5335667A的圖5顯示，通過(guò)卷尺和用卡鉗測(cè)量。
然而，本申請(qǐng)表明在體表測(cè)量的部位長(zhǎng)度對(duì)“電操作長(zhǎng)度”的計(jì)算沒(méi)有或很少有作用，如圖3所看到的。而這是本發(fā)明方法的主要優(yōu)點(diǎn)。如圖9和圖10所看到的，盡管本發(fā)明方法有大量的信息值，電極的數(shù)目絕對(duì)是實(shí)用的，特別是它們被實(shí)現(xiàn)為多頭電極。而且，如圖10所示的電極配置主要的優(yōu)點(diǎn)是沿身體縱軸方向的位置變化量第一次是被自動(dòng)識(shí)別的，因?yàn)檠厣眢w縱軸方向的每一個(gè)位置變化量造成顯著的體液移動(dòng)。這些體液移動(dòng)影響靜脈回到心臟和心功能，而當(dāng)身體直立時(shí)，靜脈衰竭造成沿身體縱軸方向的體液移動(dòng)明顯變大導(dǎo)致靜脈衰竭很容易識(shí)別出來(lái)。特別是與角度計(jì)組合可以很容易確定體液移動(dòng)對(duì)于給定的位置變化是足夠還是不足的，以及是否測(cè)量的心功能變化量對(duì)于測(cè)量的體液移動(dòng)是否是足夠的。
這些檢查能在例如傾斜的桌子上簡(jiǎn)單地操作。電子要求也是最低的，因?yàn)樵诓煌l率的測(cè)量和開(kāi)關(guān)從一個(gè)電極到其它電極的轉(zhuǎn)換不要求昂貴或復(fù)雜的儀器。這樣，使為患者家里提供一個(gè)儀器來(lái)使用此儀器在家看護(hù)成為可能。為了這個(gè)目的，同時(shí)進(jìn)行ECG是十分有利的。如圖9和圖10所示，電極在人體上的位置優(yōu)選地適合進(jìn)行ECG?？梢越o患者提供他自己的更便宜，可重復(fù)使用的電極。這些電極可以例如由導(dǎo)電材料制成，通過(guò)柔軟的帶加以固定，象熟知的在運(yùn)動(dòng)時(shí)所用的脈搏計(jì)那樣。在可以是非導(dǎo)電材料的這些柔性的帶里，可以結(jié)合入條或點(diǎn)的形式的導(dǎo)電材料，例如象導(dǎo)電橡膠，其可以通過(guò)可伸長(zhǎng)，打開(kāi)的，環(huán)形的帶被固定至人體。這些電極也可以很容易地由患者，親戚或護(hù)工進(jìn)行連接。
這些結(jié)果沒(méi)必要在患者家里的裝置中處理或必須由該裝置完全處理完，而可以例如通過(guò)無(wú)線電通信或?qū)Ｓ镁€例如通過(guò)電話或電子郵件傳到中心局，在那里進(jìn)行結(jié)果的最終評(píng)價(jià)。
稱之為“遠(yuǎn)程醫(yī)療”的該改進(jìn)特別針對(duì)心臟病患者，心臟病人目前要求在昂貴特殊的門診部，有一緊密配合的控制系統(tǒng)。通常，為了優(yōu)化治療方案，心臟病患者被救護(hù)車一個(gè)月一次或更頻繁地帶到昂貴的診所。常常對(duì)這些心臟病患者的預(yù)測(cè)是不好的，比癌癥患者還壞，而為了讓患者活著而持續(xù)進(jìn)行適應(yīng)性治療。而且，老齡化使心臟病患者，特別是心功能衰竭的急劇增加，使心臟病在工業(yè)化國(guó)家國(guó)內(nèi)流行。有關(guān)變化的信息，例如心功能退化，水腫等，都可以用本發(fā)明的裝置和方法確定并經(jīng)遠(yuǎn)程醫(yī)療技術(shù)傳輸至中心局，既保障患者能及時(shí)運(yùn)到中心又允許通過(guò)電話或電子郵件優(yōu)化治療方案，這樣當(dāng)循環(huán)很好時(shí)，可以免去在中心進(jìn)行核查。由于新技術(shù)的應(yīng)用，可保障大大節(jié)約費(fèi)用。如果原始數(shù)據(jù)或數(shù)據(jù)在患者的裝置上只是粗略地預(yù)處理的數(shù)據(jù)被傳送到中心，可以省去在測(cè)量裝置12中的本地智能化，這樣裝置就可以在一個(gè)更低的價(jià)位上了。
阻抗層析成像和本發(fā)明的裝置和方法的區(qū)別在于容易識(shí)別，因?yàn)樵谧杩箤游龀上裰惺菍⒍嚯姌O安放在沿身體縱軸方向同樣的高度。為了基于同一個(gè)平面的阻抗值在一個(gè)平面內(nèi)創(chuàng)建體液分布圖像，要從多個(gè)平面確定三維體液分布。我們?cè)摲椒ǖ哪康?，從另一方面看，并不是平面的重建或在空間中體液分布的重建，而是沿身體縱軸方向體液移動(dòng)的測(cè)量，其中對(duì)第一次要考慮電操作距離。
圖11示出了多點(diǎn)點(diǎn)電極14的一示例性實(shí)施例，其中電極之間固定距離的保障是通過(guò)當(dāng)電極連接人體時(shí)在電極之間的連接導(dǎo)線得到最大伸展這一事實(shí)，以及通過(guò)電極的連接模式，沿身體縱軸方向在電極之間距離的變化被實(shí)現(xiàn)。為了保證使用者真正遵照電極之間距離，在電極之間設(shè)置一相對(duì)剛性隔離件16，通過(guò)提供剛性連接導(dǎo)線并如使用它作為電極隔離件16，這樣固定距離就得到保障。當(dāng)計(jì)算操作差d0，電極彼此可以放在任意距離并不需要隔離件。
權(quán)利要求
1.一種測(cè)量方法，用于基于人體或體段的電阻抗，來(lái)測(cè)量導(dǎo)電體液的容積、成分和運(yùn)動(dòng)，特別是用于執(zhí)行確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的機(jī)電心動(dòng)描記法(ELMEC)或阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量，其特征在于至少一個(gè)頻率的交變測(cè)量電流被引入該人體，并且對(duì)于基本上在該人體之縱向方向上的至少兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度(L、L2、L3、L4、L5)，測(cè)量該交變測(cè)量電流流過(guò)的基本上同一體段的阻抗及其隨時(shí)間的變化。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于阻抗是在接近胸廓上下口的胸廓處基本上同一體段的至少兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度(L，L2、L3、L4、L5)上測(cè)量的。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于電流被引入到或接近例如頸部、頭部、手臂的上身端、和例如單腿或雙腿的下身端，并且阻抗是在胸廓和/或軀干處至少兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度(L、L2、L3、L4、L5)上測(cè)量的。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于阻抗是在至少一個(gè)下肢處基本上同一體段的至少兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度(L，L2，L3，L4，L5)上測(cè)量的。
5.根據(jù)傳統(tǒng)阻抗心描記法測(cè)量或權(quán)利要求1至4的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于附加地檢測(cè)上身端和下身端之間的全身阻抗。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于在兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度之間的長(zhǎng)度差(d、d1、a、a1)比被檢查人體部位的長(zhǎng)度小。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其特征在于所述被檢查人體部位的長(zhǎng)度與所述長(zhǎng)度差(d、d1、a、a1)的比例在3∶1到30∶1之間。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于所述被檢測(cè)人體部位的長(zhǎng)度與所述長(zhǎng)度差(d、d1、a、a1)的比例近似為10∶1。
9.根據(jù)權(quán)利要求1至8的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于根據(jù)對(duì)于電極之間不同測(cè)量長(zhǎng)度(L、L2、L3、L4、L5)所確定的阻抗值，計(jì)算與體段的電操作長(zhǎng)度相對(duì)應(yīng)的操作電極測(cè)量長(zhǎng)度(L0)、以及可選地操作電極距離(d0)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其特征在于體段的電操作長(zhǎng)度是根據(jù)公式L0＝d/(Z02/Z01-1)計(jì)算的，其中d是用于測(cè)量的兩電極測(cè)量長(zhǎng)度之間的差值，Z02是對(duì)于較長(zhǎng)電極測(cè)量長(zhǎng)度的阻抗，而Z01是對(duì)于較短電極測(cè)量長(zhǎng)度的阻抗。
11.根據(jù)權(quán)利要求2、3、5和6至10的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于在胸廓下口的電壓電極被提供為分別在胸廓之左右側(cè)的雙電極(81、82、81’、82’)，其中，將在縱向等距離設(shè)置的電極彼此電連接。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其特征在于分別在胸廓口之左右側(cè)的電極(81、82、81’、82’)可選擇性地關(guān)掉。
13.根據(jù)權(quán)利要求3的方法，其特征在于在軀干下端的電壓電極(85、85’、85”)被提供為分別在軀干下端之左右側(cè)的雙電極，其中，將在縱向等距離設(shè)置的電極彼此電連接。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其特征在于分別在軀干下端之左右側(cè)的電極(85、85’、85”)可選擇性地關(guān)掉。
15.根據(jù)權(quán)利要求1至14的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于阻抗隨時(shí)間的變化是以至少兩個(gè)頻率測(cè)量的。
16.根據(jù)權(quán)利要求15的方法，其特征在于阻抗是以三個(gè)不同頻率測(cè)量的。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的方法，其特征在于三個(gè)不同頻率是在1到10KHz之間、大約30到100KHz之間、和200KHz以上。
18.根據(jù)前面的任何一個(gè)權(quán)利要求所述的方法，其特征在于測(cè)量阻抗值隨時(shí)間的最大變化(dZ/dt)是以至少兩個(gè)不同測(cè)量頻率確定的，并且由此確定在人體內(nèi)的血流阻力。
19.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，其特征在于測(cè)量的阻抗值隨時(shí)間的最大變化，特別在相對(duì)小的時(shí)幀內(nèi)，是在心動(dòng)周期的不同時(shí)間確定的。
20.根據(jù)權(quán)利要求19的方法，其特征在于這些時(shí)幀設(shè)在阻力的陡峭上升沿以及在心臟舒張末期的最小血流時(shí)間。
21.根據(jù)權(quán)利要求19和20的方法，其特征在于將這些時(shí)隙放置在整個(gè)心動(dòng)周期上，作為小的滑動(dòng)隙。
22.根據(jù)權(quán)利要求15至21的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于該交變測(cè)量電流的頻率是從較低測(cè)量頻率到較高測(cè)量頻率連續(xù)變化的。
23.根據(jù)權(quán)利要求22的方法，其特征在于較低測(cè)量頻率約為1KHz而較高測(cè)量頻率約為1000KHz。
24.根據(jù)權(quán)利要求15至23的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于對(duì)于至少另一個(gè)電流電極距離并以幾個(gè)不同的測(cè)量頻率，施加測(cè)量電流，并且對(duì)于不同的電壓測(cè)量長(zhǎng)度并以不同的頻率，測(cè)量阻抗。
25.根據(jù)權(quán)利要求1至24的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于確定在測(cè)量電流和測(cè)量電壓之間的相位角。
26.根據(jù)權(quán)利要求1至25的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于阻抗波形B，C，X和O點(diǎn)的幅度，面積，以及上升或下降切線被獨(dú)立或一起使用來(lái)計(jì)算血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)。
27.根據(jù)前述任何一個(gè)權(quán)利要求所述的方法，其特征在于借助于金標(biāo)確定的經(jīng)驗(yàn)方程式，例如用于每搏輸出量的菲克定律、或者用于例如射血分?jǐn)?shù)、肺楔壓、舒張期功能等其它參數(shù)的超聲心動(dòng)描記法或同位素方法被用于測(cè)量血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)。
28.根據(jù)權(quán)利要求1至27的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于確定血清中鈉含量，并在相關(guān)參考的計(jì)算中被使用。
29.根據(jù)權(quán)利要求1至28的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于利用根據(jù)權(quán)利要求1至27的任何一個(gè)所述的方法，數(shù)學(xué)估算血清中鈉含量，并獲得作為一結(jié)果。
30.根據(jù)權(quán)利要求1至29的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于利用根據(jù)權(quán)利要求1至29的任何一個(gè)所述的方法，并借助于經(jīng)驗(yàn)方程式，估算例如ADH和鈉尿肽的激素，特別是用于調(diào)節(jié)體液、分?jǐn)?shù)以及其成分的腦鈉尿肽及其前體，并獲得作為一結(jié)果。
31.根據(jù)權(quán)利要求1至30的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于這些結(jié)果以數(shù)字形式傳送到中心站，優(yōu)選地通過(guò)電話或電子郵件，在此進(jìn)一步對(duì)它們進(jìn)行處理和評(píng)估，之后所有必要測(cè)量和治療變化傳被傳送到遠(yuǎn)方的患者。
32.根據(jù)前述任何一個(gè)權(quán)利要求所述的方法，其特征在于體液是以其分?jǐn)?shù)，如細(xì)胞外間隙和細(xì)胞內(nèi)間隙，被確定并讀出的。
33.一種測(cè)量裝置，用于測(cè)量人體內(nèi)電阻抗或其隨時(shí)間的變化，特別是用于執(zhí)行確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的機(jī)電心動(dòng)描記法或阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量，特別是用于實(shí)施根據(jù)權(quán)利要求1至32的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于設(shè)置至少兩個(gè)電壓電極(80、81、82、80’、81’、82’)，其中至少一個(gè)被提供作為一雙電壓電極元件，其中可測(cè)量在兩電壓電極之間的電阻抗及其隨時(shí)間的變化。
34.根據(jù)權(quán)利要求33的裝置，其特征在于至少一雙電壓電極元件連接到一公共絕緣載體薄片(2)上。
35.根據(jù)權(quán)利要求33和34的裝置，其特征在于包括一三頭電極元件的至少一個(gè)電壓電極(80)由一個(gè)電流電極(70)和兩個(gè)電壓電極(72、73)形成。
36.根據(jù)權(quán)利要求35的裝置，其特征在于電流電極(70)和兩個(gè)電壓電極(72、73)被固定至一公共絕緣載體薄片(2)上，作為一個(gè)三頭電極元件。
37.根據(jù)權(quán)利要求33至36的任何一個(gè)所述的裝置，其特征在于所有的電極元件端子通過(guò)連接導(dǎo)線(10)被集合在一分配元件(9)中，以及分配元件(9)與測(cè)量設(shè)備(12)的測(cè)量線和控制線(10a)相連接。
38.根據(jù)權(quán)利要求37的裝置，其特征在于分配元件(9)是可控的，使得電極元件可與測(cè)量設(shè)備(12)的不同測(cè)量線和控制線(10a)相連接。
39.根據(jù)權(quán)利要求33至38的任何一個(gè)所述的裝置，其特征在于提供一個(gè)角度計(jì)(11)，用于測(cè)量人體的傾斜度。
40.根據(jù)權(quán)利要求39的裝置，其特征在于該角度計(jì)(11)定位在分配元件(9)上。
41.一種醫(yī)學(xué)電極元件，用于借助于具有施加交變測(cè)量電流的電端子的第一電流電極(70)和與其間隔的、具有檢測(cè)電測(cè)量電壓的電壓端子的第一電壓電極(73、15)，來(lái)測(cè)量人體內(nèi)電阻抗或其隨時(shí)間的變化，特別是用于執(zhí)行確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的機(jī)電心動(dòng)描記法或阻抗心動(dòng)描記法(IGK)測(cè)量，其中至少另一電壓電極(71、72)被設(shè)置有一電壓端子，并且其中至少另一個(gè)電壓電極(71、72)設(shè)置在與第一電壓電極(73、15)相隔一定距離(d、d1)處，用于實(shí)現(xiàn)根據(jù)權(quán)利要求1至40的任何一個(gè)所述的方法，其特征在于第一電壓電極(73)與至少另一個(gè)電壓電極(71、72)被提供作為相平行的導(dǎo)電條，這些導(dǎo)電條的寬度等于，優(yōu)選地小于這些導(dǎo)電條之間的距離。
42.根據(jù)權(quán)利要求41的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于導(dǎo)電條長(zhǎng)度與電極之間距離(a、a1、d、d1)的比率在2到15的范圍內(nèi)。
43.根據(jù)權(quán)利要求41和42的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于第一電壓電極(73)和第一電流電極(70)以及至少另一個(gè)電壓電極(71、72)和/或至少另一個(gè)電流電極設(shè)置成相平行的導(dǎo)電條，這些導(dǎo)電條的寬度等于，優(yōu)選地小于這些導(dǎo)電條之間的距離。
44.根據(jù)權(quán)利要求41至43的任何一個(gè)所述的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于第一電壓電極(73)和第一電流電極(70)以及至少另一個(gè)電壓電極(71、72)被定位在公共電絕緣載體材料(2、3、4)上。
45.根據(jù)權(quán)利要求41至44的任何一個(gè)所述的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于載體材料由載體薄片(2)組成，以及第一電壓電極(73)和第一電流電極(70)以及至少另一個(gè)電壓電極(72)和/或至少另一個(gè)電流電極被固定在載體薄片(2)的一側(cè)，并且優(yōu)選地設(shè)置有導(dǎo)電粘著層。
46.根據(jù)權(quán)利要求1至44的任何一個(gè)所述的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于載體材料包括多個(gè)有粘著表面的薄條(3)，第一電壓電極(73)和第一個(gè)電流電極(70)以及另一個(gè)電壓電極(72)連接在其上，其上固定有電極(70、72、73)的薄條(3)能夠以基本平行的配置附著在一公共基底載體薄片(4)上，以及基底載體薄片(4)可在薄條(3)連接至其后從人體表面脫下。
47.根據(jù)權(quán)利要求1至46的任何一個(gè)所述的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于載體薄片(2、4)在逐漸變細(xì)至插塞型表面(6)，第一電壓電極(73)和第一電流電極(70)以及至少另一個(gè)電壓電極(72)和/或至少另一個(gè)電流電極被緊密放置在其上。
48.根據(jù)權(quán)利要求33至40的任何一個(gè)所述的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于以借助于例如公共載體薄片(85”)的隔離物(16、17)彼此隔開(kāi)的點(diǎn)電極(14)的方式，設(shè)置第一電壓電極和第一電流電極以及至少另一個(gè)電壓電極和/或至少另一個(gè)電流電極。
49.根據(jù)權(quán)利要求33至40和權(quán)利要求41至43和權(quán)利要求48的任何一個(gè)所述的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于電極元件是由可再利用的、至少部分是柔性和/或彈性的、不導(dǎo)電或?qū)щ娦圆?、圓形的、能打開(kāi)的夾層制成，其中電極的導(dǎo)電材料以例如條或點(diǎn)的形式結(jié)合入其中。
50.根據(jù)權(quán)利要求33至49的任何一個(gè)所述的醫(yī)學(xué)電極元件，其特征在于電極元件的電極還作為ECG電極被操作。iDALEN J.E”The Pulmonary Artery Catheter-friend，F(xiàn)oe，orAccomplice？”JAMA，July 18，2001-Vol.286，No.3348-350iiPOLANCZYK，CA，ROHDE LE，GOLDMAN L，COOK EF，THOMASEJ，MARCANTONIOER，MANGIONE CM，LEE TH”Right Heart Cathertization andCardiac Complication in Patients Undergoing NoncardiacSurgency”.JAMA，July 18，2001-Vol.286，NO.3309-314iiiFORTIN J，NESSSLER B，NESSLER W，SKRABAL F”Medizinische Elektrode”，A392/2001，KL，A61B，filed on March 13，2001ivSRAMEK B”Nonininvasive Continuous Cardiac Output Monitor”.US4,450,527，May 22，1984VKUBICEK，W.G.，I.N.KARNEGIES，R.P.，PATTERSON，D.A.WITSOEDevelopmentand evaluation of an impedance cardiac output system.Aerospace Medicine37，1208-1212(1966)viKUBICEK，W.G.，F(xiàn).G.KOTTE，M.U.RAMOS，R.P.PATTEERSON，D.A.WITSOE，J.W.LA BREE，W.REMOLE，T.E.LAYMAN，H SCHOENINE，D.SMITHThe3minnesota impedance cardiograph-theory and applications.Biomed.Eng..9，410-416，(1974)2ViiSRAMEK，BNonininvasive technique for measurement of cardiac outputby means of electrical impedance.Proceeding of the Vth ICEBI Tokyo(1981)ViiiSRAMEK，B.BO.，D.m.ROSE，A.MIYAMOTTOStroke volume equation witha linear base impedance model and ist accuracy，as compared tothermodilution and magnetic flowmeter techniques in humans andanimals.Proceedings of the Vith ICEBI，Zadar，Yugoslavia，p.38(1983)ixLAMBERTS，R.，K.R.VISSER，W.G.AIJLSTRAImpedance cardiography.VanGorcum，Assen，Holland(1984)xBEINSTEIN，D.P.A new stroke volume equation for thoracicbioimpedanceTheory and rational.Critical Care Medicin14，p.904-909(1986)xiQUAIL，A.W.，F(xiàn).W.，F(xiàn).M.TRAUNGOTT，W.L.PORGESThoarcic resistivityforstroke volume calculation in impedance cardiography J ApplPhysiol.(1981)xiiSHANKAR，T.M.R，J.G.WEBSTER，S.Y.，SHAOThe contribution of vesselvolume change and resistivity change to the electrical impedancepulse.IEEE Trans Biomed Engl，BME32，192.(1985)xiiiWangL，Patterson R”Multiple Source of the Impedance Cardiogram Basedon 3-D Finite Difference Human Thorax Models”.IEEE Transaction onBiomedical Engineering Vol.42，No.2，F(xiàn)ebruary 2，1995，141-148
全文摘要
本發(fā)明涉及一種測(cè)量方法，用于基于人體或體段的電阻抗，來(lái)測(cè)量導(dǎo)電體液的體積、成分和運(yùn)動(dòng)，特別是用于執(zhí)行確定血液動(dòng)力學(xué)參數(shù)的機(jī)電心動(dòng)描記法(ELMEC)或阻抗心動(dòng)描記法(IKG)測(cè)量。根據(jù)所述方法，至少一個(gè)頻率的交變測(cè)量電流被引入該人體(60，70)，并且對(duì)于基本上在該人體之縱向方向上的至少兩個(gè)不同測(cè)量長(zhǎng)度(L、L2、L3、L4、L5)，測(cè)量該交變測(cè)量電流流過(guò)的基本上同一體段的阻抗及其隨時(shí)間的變化(AZ)。
文檔編號(hào)A61B5/053GK1703165SQ200380101069
公開(kāi)日2005年11月30日 申請(qǐng)日期2003年10月7日 優(yōu)先權(quán)日2002年10月7日
發(fā)明者法爾科·什克拉巴爾, 于爾根·福廷 申請(qǐng)人:科恩瑟斯蒂姆斯醫(yī)療技術(shù)公司