Способ определения гемодинамических параметров на основе многоканальной электроимпедансной компьютерной кардиографии

Изобретение относится к медицине, а именно к способу определения гемодинамических параметров, таких как ударный выброс сердца и минутный объём крови сердца, на основе многоканальной электроимпедансной компьютерной кардиографии посредством регистрации электрофизиологических сигналов с грудной клетки. Для регистрации сигналов используют импедансный измерительный преобразователь, который пропускает переменный электрический ток с частотой от 10 кГц до 100 МГц и амплитудой от 0,01 до 10 мА с использованием токовых электродов, расположенных на поверхности кожных покровов через грудную клетку. Определяют электрический импеданс и используют его изменение при сокращении сердца совместно с сигналом электрокардиограммы совместно. Радиальные электродные каналы расположены вдоль границы проекции стенок желудочков на грудную клетку. Дополнительный торакальный электродный канал для оценки пульсового кровенаполнения мягких тканей расположен вертикально вдоль позвоночного столба на грудной клетке в 10 см справа от локализации сердца в области 4-5 межреберья. Каждый электродный канал состоит из пары токовых и пары измерительных электродов и характеризуется полурасстояниями между токовыми и измерительными электродами. Центр электродной системы располагается на грудной клетке в начале координат, а именно в координатной системе контура проекции крови в сердце на поверхность грудной клетки, определенного по данным магниторезонансной томографии или компьютерной томографии в момент времени перед систолой. Достигается определение гемодинамических параметров сердца человека, таких как ударный выброс сердца и минутный объём крови, с повышенной точностью за счёт использования многоканальной электроимпедансной компьютерной кардиографии, в которой электроды располагаются с учетом анатомических особенностей залегания сердца пациента. 11 ил., 1 пр., 5 табл.

 

Изобретение относится к биофизике и медицинской технике и может быть использовано для определения гемодинамических параметров сердца человека, таких как, ударный выброс сердца и минутный объем крови.

Оценка гемодинамических параметров - ударного выброса (УВ) и минутного объема крови (МОК) сердца является необходимой как при определении степени тяжести сердечно-сосудистого заболевания, так и при мониторинге состояния сердечно-сосудистой системы. Измерение УВ и МОК может проводиться единоразово или регулярно для отслеживания динамики в процессе лечения, также возможен мониторинг в режиме реального времени. При комплексном исследовании сердца оценка УВ и МОК традиционно производится методами ультразвуковой визуализации или методами компьютерной и магнитно-резонансной томографии. Однако, частое периодическое использование этих методов не всегда приемлемо из-за стоимости, а в случае с компьютерной томографией является вредной лучевой нагрузкой. В то время как периодическая оценка и непрерывный мониторинг являются важными задачами при оценке рисков у пациентов.

Для мониторинга УВ и МОК сегодня доступны инвазивные, малоинвазивные и неинвазивные методы (Kobe, Mishra 2019; LiDCO, London, UK; Lee S. Nguyen, 2017; и др.). При этом неинвазивные методы обладают неоспоримыми преимуществами для практики. Среди последних выделяются методы, основанные на измерении электрического импеданса поскольку они обладают относительной технической простотой и потенциально позволяют осуществлять оценку УВ и МОК для каждого сердечного цикла.

Методы одноканальной трансторакальной реокардиографии, предложенные Кедровым А.А. (1940-ые), Kubicek W. (1966), а позднее модифицированные Пушкарем Ю.Т. (1977), Sramek В., Тищенко М.И. для мониторной оценки гемодинамических параметров сердца, отличаются используемыми электродными системами и используют различные расчетные соотношения, связывающие измеряемый электрический импеданс и расстояние между электродами с УВ. Известны способы определения гемодинамических параметров на основе электроимпедансной кардиографии (Schookin S.I. et al. Non-invasive monitoring of hemodynamic parameters using impedance cardiography: пат.5685316 США. -1997., Schookin S.I. et al. Non-invasive monitoring of hemodynamic parameters using impedance cardiography: пат.6161038 США. - 2000.)

Несмотря на наличие ряда серийно выпускаемых реокардиографических систем - Niccomo, CardioScreen, Рео-Спектр и др., ряд исследований определения УВ трансторакальными методами (Riu Р., 1999; van der Meer B.J., 1999; Bernstein D.P., 2005) указывают их недостаточную для клинической практики достоверность.

Проблемам повышения точности оценки УВ и МОК за счет анализа параметров электроимпедансной кардиограммы, получаемой с электродных систем различной локализации на поверхности груди пациента, посвящены работы (Bernstein D.P., 2005; Стрелков Б.В., 2004; Сергеев И.К. 2004; Кирпиченко Ю.Е., 2014; Тимохин Д.П., 2014; Малахов А.И., 2017). В последних впервые были использованы дополнительных электроимпедансные прекордиальные каналы, расположенные с учетом анатомических особенностей залегания сердца пациента.

Для исследования особенностей параметров электроимпедансных сигналов, измеряемых с различных областей проекции отделов сердца на поверхность грудной клетки, были разработаны методы многоканального прекордиального картирования (Кирпиченко Ю.Е., Тимохин Д.П., Щукин С.И. 2014; Малахов А.И. 2017) при которых электродные системы, с пространственной чувствительностью соответствующей анатомическим особенностям пациента, располагались над верхушкой, правым и левым желудочками сердца.

Технической задачей настоящего изобретения является повышение точности определения гемодинамических параметров, а именно, ударного выброса и минутного объема крови за счет использования многоканальной электроимпедансной компьютерной кардиографии в которой электроды располагаются с учетом анатомических особенностей залегания сердца пациента.

Технический результат в данном случае состоит в обеспечении возможности определения гемодинамических параметров сердца человека, таких как, ударный выброс сердца и минутный объем крови, на основе регистрации многоканальной электроимпедансной компьютерной кардиографии.

Для его достижения предложен способ определения гемодинамических параметров, в качестве которых выступают ударный выброс сердца и минутный объем крови сердца, на основе многоканальной электроимпедансной компьютерной кардиографии посредством регистрацииэлектрофизиологических сигналов с грудной клетки, в качестве которых выступают сигналы электрического импеданса и совместно электрокардиограмма в диапазоне частот от 0 до 150 Гц, включающий их обработку, поступление сигналов на компьютер, для регистрации электрофизиологических сигналов используют импедансный измерительный преобразователь, который пропускает переменный электрический ток с частотой от 10 кГц до 100 МГц и амплитудой от 0,01 до 10 мА с использованием токовых электродов, расположенных на поверхности кожных покровов через грудную клетку, определяют электрический импеданс и используют изменение электрического импеданса при сокращении сердца и сигнал электрокардиограммы совместно, причем радиальные электродные каналы расположены вдоль границы проекции стенок желудочков на грудную клетку, дополнительный торакальный электродный канал для оценки пульсового кровенаполнения мягких тканей расположен вертикально вдоль позвоночного столба на грудной клетке в 10 см справа от локализации сердца в области 4-5 межреберья, каждый электродный канал состоит из пары токовых и пары измерительных электродов ихарактеризуется полурасстояниями между токовыми и измерительными электродами, геометрия электродной системы фиксирована, и ее центр располагается на грудной клетке в начале координат, а именно в координатной системе контура проекции крови в сердце на поверхность грудной клетки, определенного по данным магнито-резонансной томографии или компьютерной томографии в момент времени перед систолой.

На рис. 1. приведена общая схема устройства для реализации способа.

На рис. 2. приведена схема устройства для реализации способа в конкретном случае.

На рис. 3. изображен вариант использования предложенного способа.

На рис. 4. показана схема расположения электродных систем для варианта использования предложенного способа.

На рис. 5. изображена схема электродной системы, использующей для реализации предложенного способа.

На рис. 6. показан пример определения окружности, аппроксимирующей контур проекции крови в сердце на поверхность грудной клетки для варианта использования предложенного способа.

На рис. 7. показана система координат, в которой задается сфера, аппроксимирующая расположение крови в сердце.

На рис. 8. показан пример определения параметров смещения центра электродной системы относительно сферы, аппроксимирующей расположение крови в сердце.

На рис. 9. изображены сигналы прекардиального радиального картирования представлены, зарегистрированные синхронно с электрокардиограммой и импедансным сигналом торакального канала.

На рис. 10. изображены сигналы радиального картирования, отфильтрованные от влияния пульсового кровенаполнения мягких тканей.

На рис. 11. изображен пример определения изменения импеданса ΔZ. На рис. 12. показан пример, иллюстрирующий изобретение, не ограничивая его по существу.

На рис 1. ТЭ токовый электрод, ИЭ измерительный электрод, ИП - измерительный преобразователь.

Способ реализуют в соответствие со схемой, показанной на рис. 2.

Микропроцессор генерирует управляющие сигналы на источники тока (ИТ), которые пропускает переменный электрический ток (частота 100 кГц, амплитуда 3 мА) через токовые электроды (ТЭ), расположенные на поверхности кожных покровов.

Напряжение на измерительных электродах (входного усилителя), которое регистрирует входной усилитель, представляет собой алгебраическую сумму синфазной помехи, сигнала ЭКГ и амплитудно-модулированного напряжения на частоте 100 кГц, возникающее как разность потенциалов от воздействия источника тока (сигнал электрического импеданса). Основное назначение входного усилителя подавление синфазной помехи.

Сигнал ЭКГ отделяется от сигнала электрического импеданса полосовым фильтром с полосой пропускания от 0 Гц до 100 Гц (фильтр ЭКГ-канала). Амплитудно-модулированный сигнал электрического импеданса отделяется от сигнала ЭКГ полосовым фильтром с полосой пропускания от 10 кГц до 1 МГц (фильтр канала импеданса) и детектируется синхронным детектором. Для работы синхронного детектора в качестве несущей опорной частоты микропроцессор генерирует тот же опорный сигнал, что и для соответствующего источника тока. После дополнительного усиления, каналы оцифровываются аналогово-цифровым преобразователем (АЦП).

Чтобы исключить взаимное влияние электроимпедансных каналов, используется временное разделение каналов, при котором источники тока работают попеременно в разные моменты времени.

Одним из возможных вариантов использования предложенного способа может служить система компьютерного мониторинга гемодинамики сердца на основе прекардиальных электроимпедасных измерений, которая состоит из шести тетраполярных электродных систем, шестиканального импедансного измерительного преобразователя, блока обработки данных, как показано на рис. 3.

Пять электродных систем, каждая из которых состоит из пары токовых и пары измерительных электродов (обозначены номерами с 1 по 5 на рис. 4) расположены вдоль границы проекции стенок желудочков на грудную клетку, как изображено на рис. 4. Дополнительная торакальная электродная система (обозначена номером 6 на рис. 4) для оценки пульсового кровенаполнения мягких тканей, располагается вертикально вдоль позвоночного столба на грудной клетке в 10 см справа от локализации сердца в области 4-5 межреберья, как изображено на рис. 4.

Каждая электродная система состоит из пары токовых (ТЭ) и пары измерительных электродов (ИЭ) и характеризуется полурасстояниями между токовыми и измерительными электродами, обозначенными соответственно буквами а и b на рис. 5.

По данным магнито-резонансной томографии (МРТ) или компьютерной томографии (КТ) в момент времени перед систолой определяется контур проекции крови в сердце на поверхность грудной клетки (например, для контура на рис. 6 координаты в миллиметрах: {(-39; -22), (-37; -27), (12; -47), (67; -42), (76; -11), (41; 29), (31; 32), (-2; 35), (-31; 32), (-38; 0)}).

Затем определяются центр и радиус аппроксимирующей окружности по критерию ε минимизации суммы квадратов расстояний от контура крови от аппроксимирующей окружности e_i по методу наименьших квадратов (рис. 6):

где (x_i; y_i) - координата точки контура проекции крови, (x_o; у_o) - координата центра окружности.

Координаты центра аппроксимирующей окружности для указанного контура в миллиметрах (15; -6), а радиус R равен 52 мм.

По данным МРТ глубина залегания сердца от поверхности грудной клетки составила 30 мм. Торакальная электродная система (обозначена номером 6 на рис. 4) для оценки пульсового кровенаполнения мягких тканей имеет параметры а=60 мм и b=30 мм.

На следующем этапе производится переход от окружности, аппроксимирующей контур крови, к сфере. Глубина залегания центра сферы определяется, как сумма радиуса R, равного 52 мм, и глубины залегания сердца от поверхности грудной клетки, равной 30 мм. Центр сферы имеет координаты (15; -6,82) в системе координат, указанной на рис. 7.

Геометрия электродной системы фиксирована и ее центр располагается на грудной клетке в начале координат (в координатной системе контура крови), ось первого и пятого каналов параллельна проекции предсердно-желудочковой перегородки на поверхность грудной клетки. Отсюда определяются параметры смещения х и у электродной системы относительно сферы (в индивидуальной для каждой электродной системы системе координат), как указано на рис. 8. Для первого канала смещение составляет 14 мм перпендикулярно оси электродной системы и 48 мм вдоль оси электродной системы. Параметры модели для всех пяти электродных систем приведены в таблице 1:

В области 1-го канала измеренное значение импеданса Z₁ равно 71,1 Ом. Значения для всех каналов приведены в таблице 2:

Откуда эквивалентное удельное сопротивление ρ₁ для тканей в области первого канала определяется из соотношения:

Откуда ρ₁=6.8 Ом*м. Значения для каналов с 1 по 5 представлены в таблице 3:

Сигналы прекардиального радиального картирования представлены на рис. 9 синхронно с электрокардиограммой и импедансным сигналом торакального канала. Сигнал с торакальной электродной системы используется для фильтрации влияния пульсового кровенаполнения мягких тканей из сигналов радиального картирования. Отфильтрованный сигнал Sƒ определяется как разность исходного сигнала S и сигнала с торакального канала F умноженного на отношение размеров электродных систем торакального и радиального каналов:

Отфильтрованные от влияния пульсового кровенаполнения мягких тканей сигналы радиального картирования представлены на рис. 10. Для каждого канала определялось изменение импеданса ΔZ за время систолы от точки перегиба на первой предволне после R зубца до минимума импедансного сигнала после Т зубца (рис. 11)

Изменение импеданса в ходе систолы на очищенных сигналах пяти каналов радиального картирования ΔZ_1-5, представленных на рис. 10, составляет: 220 мОм, 200 мОм, 218 мОм, 146 мОм и 210 мОм соответственно (Таблица 4):

Для определения изменения параметров сферы, а именно ΔR, после систолы производилась оптимизация по критерию:

где ΔZ_{мод i} - моделируемое значение импеданса в канале i, определенное как:

ΔZ_{мод l}(ΔR, Δх, Δy, Δz)=0.0856ΔR+0.294Δх+0.407Δу+0.17Δz - 0.208

ΔZ_{мод 2}(ΔR, Δх, Δy, Δz)=0.076ΔR+0.266Δх+0.418Δу+0.21Δz - 0.180

ΔZ_{мод 3}(ΔR, Δх, Δy, Δz)=0.1078ΔR+0.174Δх+0.242Δу+0.28Δz - 0.321

ΔZ_{мод 4}(ΔR, Δх, Δy,Δz)=0.09162ΔR+0.2391Δх+0.1423Δу+0.14Δz - 0.3121

ΔZ_{мод 5}(ΔR, Δx,Δy,Δz)=0.0928ΔR+0.3123Δх+0.452Δу+0.20Δz - 0.254

где значения смещения центра сферы Δх и Δy (в миллиметрах) переведенный в систему координат i-ой электродной системы.

В результате оптимизации методом перебора было определено значение ΔR равное 5 мм. При радиусе шара 52 мм, изменение размера объема шара в ходе систолы составило 154 мл.

Ударный объем определялся, как половина разницы объемов сферы до и после систолы, умноженная на отношение длительности систолы t_сист=294 мс к разности длительности кардиоцикла t_цикл=833 мс и PR-интервала t_PR=94 мс, по соотношению и составил 128 мл:

Длительность систолы определяется на том же интервале, что и изменение импеданса (рис. 11).

Минутный объем крови (МОК) вычисляется по формуле:

Следующий пример иллюстрируют изобретение, не ограничивая его по существу.

Пример 1. Система компьютерного мониторинга гемодинамики сердца на основе измерений электрического импеданса с тремя электродными системами (обозначены номерами 7, 8 и 9 на рис. 12) в которой пропускают электрический ток с частотой 100 МГц и амплитудой 10 мА. Электродные системы 8 и 9, показанные на рис. 12, располагаются поперек и вдоль оси сердца соответственно, торакальная электродная система 7 на рис. 12 располагается вертикально вдоль позвоночного столба на грудной клетке в 10 см справа от локализации сердца в области 4-5 межреберья.

Фильтрация сигнала от влияния пульсового кровенаполнения мягких тканей производится по той же технологии, что и для радиального картирования.

Получение радиуса окружности, аппроксимирующей кровь в сердце, производится аналогично предыдущему примеру. Глубина залегания центра сферы определяется, как сумма радиуса R, равного 52 мм, и глубины залегания сердца от поверхности грудной клетки, равной 30 мм. Центр сферы имеет координаты {15; -6,82} в системе координат, указанной на рис. 7.

Для определения изменения параметров сферы, а именно ΔR, после систолы производилась оптимизация по критерию с использованием данных двух каналов:

где ΔZ_{мод i} - моделируемое значение импеданса в канале i, для каналов, расположенных вдоль и поперек сердца. Экспериментальные значения импеданса приведены в таблице 5.

ΔZ_{мод вдоль}(ΔR, Δх, Δу, Δz)=0.083ΔR+0.1734Δх+0.817Δу+0.63Δz - 0.495

ΔZ_{мод поперек}(ΔR, Δх, Δy, Δz)=0.073ΔR+0.1646Δх+0.2128Δу+0.13Δz - 0.376

В результате оптимизации было определено значение ΔR равное 6,2 мм. При радиусе шара 52 мм, изменение размера объема шара в ходе систолы составило 187 мл.

Ударный объем определялся, как половина разницы объемов сферы до и после систолы, умноженная на отношение длительности систолы t_сист=294 мс к разности длительности кардиоцикла t_цикл=833 мс и PR-интервала t_PR=94 мс, по соотношению и составил 156 мл:

Длительность систолы определяется на том же интервале, что и изменение импеданса, как показано на рис. 11.

Минутный объем крови (МОК) вычисляется по формуле:

Способ определения гемодинамических параметров, в качестве которых выступают ударный выброс сердца и минутный объем крови сердца, на основе многоканальной электроимпедансной компьютерной кардиографии посредством регистрации электрофизиологических сигналов с грудной клетки, в качестве которых выступают сигналы электрического импеданса и совместно электрокардиограмма в диапазоне частот от 0 до 150 Гц, включающий их обработку, поступление сигналов на компьютер, отличающийся тем, что для регистрации электрофизиологических сигналов используют импедансный измерительный преобразователь, который пропускает переменный электрический ток с частотой от 10 кГц до 100 МГц и амплитудой от 0,01 до 10 мА с использованием токовых электродов, расположенных на поверхности кожных покровов через грудную клетку, определяют электрический импеданс и используют изменение электрического импеданса при сокращении сердца и сигнал электрокардиограммы совместно, причем радиальные электродные каналы расположены вдоль границы проекции стенок желудочков на грудную клетку, дополнительный торакальный электродный канал для оценки пульсового кровенаполнения мягких тканей расположен вертикально вдоль позвоночного столба на грудной клетке в 10 см справа от локализации сердца в области 4-5 межреберья, каждый электродный канал состоит из пары токовых и пары измерительных электродов и характеризуется полурасстояниями между токовыми и измерительными электродами, геометрия электродной системы фиксирована, и ее центр располагается на грудной клетке в начале координат, а именно в координатной системе контура проекции крови в сердце на поверхность грудной клетки, определенного по данным магниторезонансной томографии или компьютерной томографии в момент времени перед систолой.