Электрическая кардиометрия

Электрическая кардиометрия
Электрическая кардиометрия
	Неинвазивный монитор сердечного выброса, использующий электрическую кардиометрию.
Цель	неинвазивное измерение ударного объема

Электрическая кардиометрия — это метод, основанный на модели электрической велоциметрии , который неинвазивно измеряет ударный объём (УО), сердечный выброс (СО) и другие параметры гемодинамики с помощью 4 поверхностных электродов ЭКГ. Электрическая кардиометрия — это метод, зарегистрированный под торговой маркой Cardiotronic, Inc. и одобренный FDA США для использования у взрослых, детей и новорожденных. ^{[ 1 ]}

Обзор

Метод электрической кардиометрии требует использования 4 электродов ЭКГ: 2 прикреплены к левой стороне шеи и 2 прикреплены к нижней части грудной клетки. ^{[ 2 ]}
Электрический переменный ток (переменный ток) постоянной амплитуды подается через пару внешних электродов к грудной клетке и, в частности, к восходящей и нисходящей аорте .
Ток направлен к аорте, поскольку кровь является наиболее проводящим материалом в грудной клетке.
Соотношение приложенного тока и измеренного напряжения равно проводимости (или биоимпедансу ), которая регистрируется с течением времени. ^{[ 2 ]}
Резкое увеличение проводимости, наблюдаемое от удара к удару, объясняется ориентацией эритроцитов. Время, когда наклон наиболее крутой, напрямую связано с пиковым ускорением аортальной крови.
Электрическая кардиометрия аналогична импедансной кардиографии тем, что оба метода измеряют электрический биоимпеданс грудной клетки (TEB). Методы различаются в зависимости от того, какое явление отвечает за резкое увеличение ТЭБ на одно сокращение сердца.

Теория

Измеренный биоимпеданс с течением времени можно выразить как суперпозицию трех компонентов: ^{[ 3 ]}

Z(t)=Z_{0}+\Delta Z_{R}+\Delta Z_{C}

где Z ₀ - квазистатическая часть электрического импеданса (базовый импеданс), ΔZ _R - изменения импеданса, обусловленные дыхательным циклом, и ΔZ _C - изменения импеданса, обусловленные сердечным циклом. ΔZ _R считается артефактом, аналогичным оценке ударного объема, и поэтому подавляется. Исключение производных объемных данных может привести к уменьшению общего результата.

Своевременное измерение ΔZ _C (dZ(t)) выявляет форму волны, похожую на форму волны артериального давления. Вычисленная первая производная по времени dZ(t) представляет собой ${\frac {dZ(t)}{dt}}$ Форма сигнала, содержащая ориентиры, позволяющие определить время выброса левого желудочка (LVET) и пиковое ускорение крови в аорте. Пиковое ускорение аортальной крови происходит при самом крутом наклоне кривой dZ(t) и на пике ${\frac {dZ(t)}{dt}}$ форма волны. ^{[ нужна ссылка ]}

Электрическая велосиметрия

Электрическая велосиметрия (EV) — это модель, на которой основана электрическая кардиометрия. ЭВ основан на том, что проводимость крови в аорте меняется в течение сердечного цикла. EV был разработан доктором Бернштейном и доктором Осипкой в 2001 году как новая модель для интерпретации сигналов биоимпеданса грудной клетки. ^{[ 3 ]}

До открытия аортального клапана эритроциты принимают случайную ориентацию (кровоток в аорте отсутствует). Когда электрический ток подается от внешних электродов, ток должен окружать эти эритроциты, что приводит к более высокому измерению напряжения и, следовательно, к более низкой проводимости. Вскоре после открытия аортального клапана пульсирующий поток крови заставляет эритроциты выравниваться параллельно потоку крови. Когда затем подается электрический ток, он может легко проходить через эритроциты в аорте, что приводит к более низкому напряжению и, следовательно, к более высокой проводимости. Изменение от случайной ориентации к выравниванию эритроцитов при открытии аортального клапана вызывает характерное резкое увеличение проводимости или dZ(t) (что соответствует резкому уменьшению импеданса) – удар за ударом. ^{[ 3 ]}

Модель учитывает пиковую амплитуду ${\frac {dZ(t)}{dt}}$ разделенный на базовый импеданс Z ₀ как индекс пикового ускорения аорты и как индекс сократимости сердца, или ICON. Общее уравнение для оценки ударного объема с помощью электрического биоимпеданса грудной клетки рассчитывает произведение константы пациента C _P (в мл) на средний индекс скорости кровотока. ${\bar {v}}$ _FT (измеряется в с ⁻¹ во время истечения и FT (время истечения, измеряемое в с): ^{[ 3 ]}

$SV_{TEB}=C_{P}\cdot {\bar {v}}_{FT}\cdot FT$

Модель электрической велосиметрии позволяет получить средний индекс скорости крови. ${\bar {v}}$ _FT из измеренного индекса пикового ускорения аорты ICON. ^{[ 4 ]} Чем выше средняя скорость крови во время потока, тем больше SV выбрасывает левый желудочек. «объем электрически участвующей ткани» (VEPT ₎ В качестве константы пациента используется . V _EPT зависит главным образом от массы тела. ^{[ 3 ]}

Сравнения

Импедансная кардиография

Импедансная кардиография – метод неинвазивного мониторинга гемодинамики с помощью 4-х двойных датчиков, размещаемых на шее и груди. И импедансная кардиография, и электрическая кардиометрия определяют SV и CO на основе измерений TEB, но основная модель отличается. Модель импедансной кардиографии способствует быстрому изменению биоимпеданса, которое происходит вскоре после открытия аортального клапана, на расширение податливой восходящей аорты, предполагая, что больший объем крови, временно хранящийся в восходящей аорте, способствует уменьшению биоимпеданса (или увеличению проводимости аорты). грудная клетка). Базовая модель никогда не оказывалась точной у пациентов с малым сердечным выбросом, поэтому она никогда не была одобрена FDA США для использования у детей или новорожденных. ^{[ нужна ссылка ]}

Параметры

Электрические сигналы и сигналы импеданса обрабатываются, а затем используются для измерения и расчета гемодинамических параметров, таких как сердечный выброс, ударный объем, системное сосудистое сопротивление, индекс грудной жидкости, ICON (индекс сократимости) и соотношение систолического времени.

Параметр	Определение
Частота сердечных сокращений	Число ударов сердца в минуту
Сердечный выброс	Количество крови, перекачиваемое левым желудочком каждую минуту
Сердечный индекс	Сердечный выброс, нормированный по площади поверхности тела
Ударный объем	Количество крови, перекачиваемое левым желудочком за каждое сокращение сердца
Изменение ударного объема	Изменение ударного объема, удар за ударом
Индекс хода	Ударный объем, нормированный по площади поверхности тела
Системное сосудистое сопротивление	Сопротивление току крови в сосудистой сети (часто называемое «постнагрузка»)
Индекс системного сосудистого сопротивления	Системное сосудистое сопротивление, нормализованное для площади поверхности тела
ИКОНА	Индекс сократимости. Пиковое ускорение кровотока в аорте
ВИК	Вариант ЗНАЧКА
Индекс торакальной жидкости	Электропроводность грудной полости, которая в первую очередь определяется внутрисосудистой, внутриальвеолярной и интерстициальной жидкостью грудной клетки.
Работа левого сердца	Показатель объема работы, которую должен выполнить левый желудочек, чтобы перекачивать кровь каждую минуту.
Систолическое соотношение времени	Соотношение электрической и механической систолы
Период до изгнания	Временной интервал от начала электростимуляции желудочков до открытия аортального клапана (электрической систолы)
Время выброса левого желудочка	Интервал времени от открытия до закрытия аортального клапана (механическая систола)

Ссылки

^ США 510К # K082242
^ Перейти обратно: ^а ^б "Неизвестный" . ^{[ постоянная мертвая ссылка ]}
^ Перейти обратно: ^а ^б ^с ^д ^и Бернштейн Д.П., Осипка М.Ю. Аппарат и способ приблизительного определения ударного объема и сердечного выброса сердца. Патент США № 6511438.
^ Патент США № 6 511 438 и международные патенты.

[1] США 510К # K082242

[webpage-2] Перейти обратно: ^а ^б "Неизвестный" . ^{[ постоянная мертвая ссылка ]}

[osypka-3] Перейти обратно: ^а ^б ^с ^д ^и Бернштейн Д.П., Осипка М.Ю. Аппарат и способ приблизительного определения ударного объема и сердечного выброса сердца. Патент США № 6511438.

[4] Патент США № 6 511 438 и международные патенты.

[ 1 ]

[ 2 ]

[ 3 ]

[ 4 ]