專利名稱：：用于測定患者的心功能的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明涉及測量患者心臟的瞬時(shí)心室容量。更準(zhǔn)確地說，本發(fā)明涉及通過除去肌肉電導(dǎo)的成分，并將非線性關(guān)系應(yīng)用于在功能降低的心臟(包括無法擴(kuò)張的心臟，右心室或左心室)中的測得的電導(dǎo)和血容量來測量患者心臟的瞬時(shí)心室容量，并且可具有植入式自動(dòng)心臟除顫器(AutomaticImplantableCardiacDefibrillator,AICD)和/或起搏器。本發(fā)明還允許通過遙測來測定心臟移植排斥反應(yīng)以避免使用心肌活組織檢查。
背景技術(shù)：
：使用四極導(dǎo)納管測量電導(dǎo)被用于估算動(dòng)物和人類的瞬時(shí)心室容量。繪制容量的測量值對(duì)心室壓力的曲線以確定心臟生理功能的幾個(gè)重要參數(shù)。測量中不確定性的主要來源是由心室肌中的電流產(chǎn)生的并聯(lián)電導(dǎo)。估算容量大于單獨(dú)的血容量，這是診斷測量所需要的。此外，目前使用電導(dǎo)與估算容量之間的線性關(guān)系來校準(zhǔn)測量值。實(shí)際關(guān)系實(shí)質(zhì)上呈非線性。本發(fā)明包含一種通過從測得的總電導(dǎo)減去肌肉成分來估算心室瞬時(shí)血容量的改進(jìn)方法。所述方法依靠測量復(fù)數(shù)導(dǎo)納，而不是如目前所用的表觀電導(dǎo)(導(dǎo)納幅值)。簡單地說，所述改進(jìn)由除測量導(dǎo)納幅值外還量測相位角和接著直接從組合測量值減去肌肉分量，從而改進(jìn)瞬時(shí)血容量的估算值組成。因?yàn)榧∪獾碾妼W(xué)特性呈頻率依賴性，而血液的電學(xué)特性不是呈頻率依賴性，所以所述技術(shù)有效。這種校準(zhǔn)技術(shù)是臨床和研究儀器校準(zhǔn)方法的實(shí)質(zhì)性改進(jìn)。本發(fā)明包含一種通過應(yīng)用周圍間隙中的測得的電導(dǎo)與血容量之間的非線性關(guān)系來估算心室瞬時(shí)容量。非線性校準(zhǔn)關(guān)系已由實(shí)驗(yàn)和數(shù)值模型研究確定。這種校準(zhǔn)技術(shù)是臨床和研究儀器校準(zhǔn)方法的實(shí)質(zhì)性改進(jìn)。
發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能或心容量的裝置。所述裝置包含用于測量患者心腔中的電導(dǎo)和血容量的電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管。裝置包含通過應(yīng)用所述心腔中的測得的電導(dǎo)與血容量之間的非線性關(guān)系來測定心室瞬時(shí)容量以鑒別所述腔機(jī)械強(qiáng)度的處理器。所述處理器與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的方法。所述方法包含用電導(dǎo)導(dǎo)管測量患者7心腔中的電導(dǎo)和血容量的步驟。存在利用處理器通過應(yīng)用心腔中的測得的電導(dǎo)與血容量之間的非線性關(guān)系來測定心室瞬時(shí)容量以鑒別所述腔的機(jī)械強(qiáng)度以及腔的容量的步驟。所述處理器與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的裝置。所述裝置包含用于測量患者心腔中的電導(dǎo)的電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管，其中所述電導(dǎo)包括關(guān)于心腔的血液和肌肉的成分。裝置包含通過從電導(dǎo)除去肌肉成分來測定心腔瞬時(shí)容量的處理器。所述處理器與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的方法。所述方法包含用電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管測量患者心腔中的電導(dǎo)的步驟，其中所述電導(dǎo)包括關(guān)于心腔的血液和肌肉的成分。存在通過用處理器從電導(dǎo)除去肌肉成分來測定心腔瞬時(shí)容量的步驟，所述處理器與電導(dǎo)導(dǎo)管相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的裝置。所述裝置包含具有用于測量患者心腔中的電導(dǎo)的測量電極的電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管。裝置包含用于根據(jù)下式測定心腔瞬時(shí)容量的處理器其中風(fēng)(3)=場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，1^)=測得的復(fù)合導(dǎo)納，"是血液電導(dǎo)率，L是測量電極之間的距離，且^=由心肌控制的并聯(lián)漏泄導(dǎo)納，處理器與電導(dǎo)導(dǎo)管相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的方法。所述方法包含用具有測量電極的電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管測量患者心腔中的電導(dǎo)和血容量的步驟。存在利用處理器根據(jù)下式測定心室瞬時(shí)容量以鑒別腔的機(jī)械強(qiáng)度的步驟其中風(fēng)0)=場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，1^)=測得的復(fù)合導(dǎo)納，是血液電導(dǎo)率，L是測量電極之間的距離，且=由心肌控制的并聯(lián)漏泄導(dǎo)納。所述處理器與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的裝置。所述裝置包含至少兩個(gè)跨越左心室的適合縫于心臟中的電極。裝置包含適合插入患者體內(nèi)的電壓發(fā)生器，其向所述兩個(gè)電極產(chǎn)生電壓并感測來自心肌的所得電壓以判定心肌的電學(xué)特性是否因排斥反應(yīng)而發(fā)生變化，以替代心肌活組織檢査的現(xiàn)行標(biāo)準(zhǔn)。本發(fā)明涉及一種用于測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的方法。所述方法包含將至少兩個(gè)跨越左心室的電極縫于心臟中的步驟。存在將向所述兩個(gè)電極產(chǎn)生電壓并感測來自心肌的所得電壓的電壓發(fā)生器插入患者體內(nèi)的步驟。本發(fā)明涉及一種用于患者的起搏器。起搏器的類型可包括用于再同步療法的雙心室起搏器。所述起搏器部分包含具有四個(gè)跨越右心室(RV)腔的電極且適合插入RV尖部的RV導(dǎo)線，四個(gè)電極中的至少一個(gè)置于患者的右心房或引入右心的靜脈中。起搏器包含電壓發(fā)生器，其向所述電極產(chǎn)生電壓信號(hào)并感測RV中的瞬時(shí)電壓并判定實(shí)分量和虛分量以除去來自隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量。起搏器包含連接于所述電壓發(fā)生器的電池。起搏器包含連接于所述電池的除顫器，和/或用于再同步療法的雙心室起搏器。本發(fā)明涉及一種用于輔助患者心臟的方法。所述方法包含將起搏器/雙心室起搏器和/或AICD的具有四個(gè)跨越RV長度的電極的RV導(dǎo)線插入RV尖部的步驟。存在從電壓發(fā)生器向所述電極產(chǎn)生電壓信號(hào)的步驟。存在如下步驟用所述電壓發(fā)生器感測RV中的瞬時(shí)電壓以判定電壓的實(shí)分量和虛分量以除去來自隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量，或集中于來自隔膜和RV游離壁的信號(hào)以測定在移植心臟的情況下是否存在心肌排斥，而不是除去它。在所附圖式中，說明本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例和實(shí)施本發(fā)明的優(yōu)選方法，其中圖1顯示處于容量比色杯中的四電極導(dǎo)管。圖2是用于估算并聯(lián)電導(dǎo)的圖。圖3是37'C下作為CD1小鼠活體內(nèi)頻率函數(shù)的心肌的表觀電導(dǎo)率圖。圖4顯示對(duì)于開路負(fù)荷的導(dǎo)管和測量系統(tǒng)的電路圖。小三角是儀器電源的通用節(jié)點(diǎn)。圖5是在720(xS/cm到10,000^S/cm、1kHz到1MHz的情況下，生理鹽水溶液的導(dǎo)管相位效應(yīng)圖。生理鹽水溶液的表觀電導(dǎo)率(hi)(^S/cm)。圖6是電導(dǎo)與小鼠尺寸校準(zhǔn)比色杯的容量的關(guān)系圖。圖7是本發(fā)明裝置的略圖。圖8是圓柱形鼠類左心室(LV)模型血液和心肌兩者均模擬為圓柱體。圖9是在FEMLAB模擬實(shí)驗(yàn)中通過新方程式和貝恩方程式(Baan's叫uation)得到的真實(shí)容量與估算容量之間的比較。圖10是在生理鹽水實(shí)驗(yàn)中使用新方程式和貝恩方程式得到的真實(shí)容量與估算容量的比較。圖11是本發(fā)明的用于測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的裝置的圖示。圖12是本發(fā)明的穿透式傳感器的圖示。圖B是本發(fā)明的表面?zhèn)鞲衅鞯难鲆晥D。圖14是所述表面?zhèn)鞲衅鞯膫?cè)視圖。圖15是應(yīng)用于心臟的本發(fā)明的多種實(shí)施例的圖示。圖16是用于測定心臟移植排斥反應(yīng)的所述裝置的可能布置的第一實(shí)施例的圖示。圖17是用于測定心臟移植排斥反應(yīng)的所述裝置的電子儀器的替代性布置的圖示。圖18是本發(fā)明的用于患者的起搏器的圖示。具體實(shí)施例方式現(xiàn)參看圖式，其中類似標(biāo)記是指幾個(gè)視圖中類似或相同部分，且更具體地參看其中的圖7，顯示測定患者的心功能的裝置。所述裝置包含用于測量患者心腔中的電導(dǎo)和血容量的電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12。裝置包含通過應(yīng)用所述心腔中的測得的電導(dǎo)與血容量之間的非線性關(guān)系來測定心室瞬時(shí)容量以鑒別腔的機(jī)械強(qiáng)度的處理器14。處理器14與電導(dǎo)導(dǎo)管12相連。優(yōu)選地，裝置包括與處理器14相連的用于測量心腔瞬時(shí)壓力的壓力感測器16。處理器14優(yōu)選地產(chǎn)生用于電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12的多個(gè)所需頻率的所需波形。優(yōu)選地，處理器14同時(shí)產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形，且處理器14分離處理器14從電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12接收的多個(gè)所需頻率的所需波形。電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12優(yōu)選地包括多個(gè)用于測量心腔的至少一個(gè)節(jié)段容量的電極18。優(yōu)選地，非線性關(guān)系取決于電極18的數(shù)目、電極18的尺寸和間距和安置導(dǎo)管12的電極18的介質(zhì)的電導(dǎo)率。非線性關(guān)系可表示為(或?qū)嵸|(zhì)上類似的數(shù)學(xué)形式)風(fēng)G)(C7=0.928S/m)=1+1.774(107順10、-2057))?；蛘?，可以所述形式(或其數(shù)學(xué)等效形式)的類似精確度，使用近似校準(zhǔn)因子其中G是測得的電導(dǎo)(S)，計(jì)算已校正為于體溫下全血的電導(dǎo)率(0.928S/m)，且2057是比色杯充滿大量全血時(shí)以nS計(jì)的漸近電導(dǎo)。優(yōu)選地，其中風(fēng)0)=場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，y(f)-測得的復(fù)合導(dǎo)納，是血液電導(dǎo)率，L是測量電極之間的距離，衛(wèi)^=由心肌控制的并聯(lián)漏泄導(dǎo)納。壓力感測器16優(yōu)選地與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12接觸以測量腔中的心室壓力。優(yōu)選地，多個(gè)電極18包括用于測量來自心臟的瞬時(shí)電壓信號(hào)的中間電極20,和從處理器14施加電流的外電極22。壓力感測器16優(yōu)選地安置在中間電極20之間。優(yōu)選地，處理器14包括具有產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形的信號(hào)合成器26和用于接收和分離多個(gè)所需頻率的所需波形的數(shù)據(jù)采集機(jī)構(gòu)28的計(jì)算機(jī)24。計(jì)算機(jī)24優(yōu)選地將電導(dǎo)轉(zhuǎn)換為容量。優(yōu)選地，計(jì)算機(jī)24產(chǎn)生具有多個(gè)所需頻率的所需波形的驅(qū)動(dòng)信號(hào)以驅(qū)動(dòng)電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的方法。所述方法包含用電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12測量患者心腔中的電導(dǎo)和血容量的步驟。存在利用處理器14通過應(yīng)用所述心腔中的測得的電導(dǎo)與血容量之間的非線性關(guān)系來測定心室瞬時(shí)容量以鑒別腔的機(jī)械強(qiáng)度的步驟。處理器14與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12相連。優(yōu)選地，存在用與處理器14相連的壓力感測器16測量心腔的瞬時(shí)壓力的步驟。優(yōu)選地存在產(chǎn)生用于電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12的多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。優(yōu)選地，所述產(chǎn)生步驟包括同時(shí)產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟，且包括處理器14分離處理器14從電導(dǎo)導(dǎo)管12接收的多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。產(chǎn)生步驟優(yōu)選地包括用處理器14同時(shí)產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。優(yōu)選地，測定步驟包括根據(jù)下式(或其數(shù)學(xué)等效形式)應(yīng)用非線性關(guān)系的步驟/(G)((T=0.928S/m)=1+1.774(107編0"(G-2057))，其中G是測得的電導(dǎo)(S)，計(jì)算已校正為于體溫下全血的電導(dǎo)率(0.928S/m)，11且2057是比色杯充滿大量全血時(shí)以pS計(jì)的漸近電導(dǎo)?；蛘?，可使用近似幾何校準(zhǔn)因子:其中(X是用實(shí)驗(yàn)方法測定或由數(shù)學(xué)計(jì)算或數(shù)值模型測定。所述測定步驟優(yōu)選地包括根據(jù)下式測定瞬時(shí)容量的步驟其中風(fēng)G)-場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，y(f)一則得的復(fù)合導(dǎo)納，W是血液電導(dǎo)率，L是測量電極之間的距離，且JV-由心肌控制的并聯(lián)漏泄導(dǎo)納。優(yōu)選地，測量瞬時(shí)壓力的步驟包括用與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12接觸以測量腔中的心室壓力的壓力感測器16測量瞬時(shí)壓力的步驟。所述測量步驟優(yōu)選地包括用電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12上的多個(gè)電極18測量心腔的至少一個(gè)節(jié)段容量的步驟。優(yōu)選地，所述測量步驟包括從處理器14向多個(gè)電極18的外電極22施加電流，并用多個(gè)電極18的中間電極20測量來自心臟的瞬時(shí)電壓信號(hào)的步驟。測量瞬時(shí)壓力的步驟優(yōu)選地包括用安置在中間電極20與外電極22之間的壓力感測器16測量瞬時(shí)壓力的步驟。優(yōu)選地，用處理器14的產(chǎn)生步驟包括用計(jì)算機(jī)24的信號(hào)合成器26產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟，且處理器14分離步驟包括用計(jì)算機(jī)24的數(shù)據(jù)采集機(jī)構(gòu)28接收和分離多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。優(yōu)選地存在用計(jì)算機(jī)24將電導(dǎo)轉(zhuǎn)換為容量的步驟。優(yōu)選地，存在用計(jì)算機(jī)24產(chǎn)生具有多個(gè)所需頻率的所需波形的驅(qū)動(dòng)信號(hào)以驅(qū)動(dòng)電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12的步驟。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的裝置。所述裝置包含用于測量患者心腔中的電導(dǎo)的電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12，其中所述電導(dǎo)包括來自關(guān)于心腔的血液和肌肉的成分。裝置包含通過從電導(dǎo)除去肌肉成分來測定心腔瞬時(shí)容量的處理器14。處理器14與電導(dǎo)導(dǎo)管12相連。優(yōu)選地，裝置包括與處理器14相連的用于測量心腔瞬時(shí)壓力的壓力感測器16。處理器14優(yōu)選產(chǎn)生用于電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12的多個(gè)所需頻率的所需波形。優(yōu)選地，處理器14同時(shí)產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形，且處理器14分離處理器14從電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12接收的多個(gè)所需頻率的所需波形。處理器14優(yōu)選地用電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12測量復(fù)數(shù)導(dǎo)納以鑒別肌肉成分。優(yōu)選地，所述復(fù)數(shù)導(dǎo)納定義為YP=Gm+jcoCm(Y下標(biāo)P)，其中Cm二肌肉的電容分量(F-法拉)(C下標(biāo)m)co二角頻率(弧度/秒)(希臘字母"CO"=27lf)Gm二肌肉的電導(dǎo)(S二西門子)(G下標(biāo)m)。電導(dǎo)優(yōu)選地定義為Y(t)=Gb+Gm+jcoCm，其中Gb-血液的電導(dǎo)(S)(G下標(biāo)b)。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的方法。所述方法包含用電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12測量患者心腔中的電導(dǎo)的步驟，其中所述電導(dǎo)包括來自關(guān)于心腔的血液和肌肉的成分。存在通過用處理器14從電導(dǎo)除去肌肉成分來測定心腔瞬時(shí)容量的步驟，處理器14與電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12相連。優(yōu)選地，存在用與處理器14相連的壓力感測器16測量心腔瞬時(shí)壓力的步驟。優(yōu)選地存在產(chǎn)生用于電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12的多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。優(yōu)選地，所述產(chǎn)生步驟包括同時(shí)產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟，且包括處理器14分離處理器14從電導(dǎo)導(dǎo)管12接收的多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。產(chǎn)生步驟優(yōu)選地包括用處理器14同時(shí)產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。優(yōu)選地，存在用電導(dǎo)導(dǎo)管12測量復(fù)數(shù)導(dǎo)納以鑒別肌肉成分的步驟。所述測量復(fù)數(shù)導(dǎo)納步驟優(yōu)選地包括根據(jù)下式測量復(fù)數(shù)導(dǎo)納的步驟Yp=Gm+jCm(Y下標(biāo)P)，其中Cm二肌肉的電容分量(F-法拉)(C下標(biāo)m)co二角頻率(弧度/秒)(希臘字母"(o"=2兀10Gm』幾肉的電導(dǎo)(S-西門子)(G下標(biāo)m)。優(yōu)選地，測定步驟包括基于如下定義的電導(dǎo)測定瞬時(shí)容量的步驟Y(t)=Gb+Gm+jcoCm，其中Gb二血液的電導(dǎo)(S)(G下標(biāo)b)。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的裝置。所述裝置包含用于測量患者心腔中的電導(dǎo)的電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12。裝置包含用于根據(jù)下式測定心腔瞬時(shí)容量的處理器14:其中風(fēng)<^)=場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，y(f)-測得的復(fù)合導(dǎo)納，^是血液電導(dǎo)率，L是測量電極之間的距離，且^=由心肌控制的并聯(lián)漏電導(dǎo)納，處理器14與電導(dǎo)導(dǎo)管12相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者的心功能的方法。所述方法包含用電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12測量患者心腔中的電導(dǎo)和血容量的步驟。存在用處理器14根據(jù)下式測定心室瞬時(shí)容量以鑒別腔的機(jī)械強(qiáng)度的步驟崎)豐(G)]工其中風(fēng)G)-場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，y(f)z測得的復(fù)合導(dǎo)納，Q是血液電導(dǎo)率，L是測量電極之間的距離，且^=由心肌控制的并聯(lián)漏泄導(dǎo)納。處理器14與電導(dǎo)導(dǎo)管12相連?；趩未涡奶?beat-by-beat)測定患者的左心室壓力-容量(PV)關(guān)系的典型方式是使用電導(dǎo)(容量/導(dǎo)納)導(dǎo)管12。在心臟導(dǎo)管插入術(shù)的時(shí)候在人類左或右心室中產(chǎn)生的電場是能夠在諸如下腔靜脈暫時(shí)阻塞的操作期間測量左和/或右心室瞬時(shí)容量的唯一技術(shù)。所述操作允許測定大量可得自PV平面的信息收縮末期彈性、舒張期順應(yīng)性和動(dòng)脈有效彈性。然而，對(duì)具有左心室容量可以在200ml到500ml范圍內(nèi)的擴(kuò)張心臟的患者使用電導(dǎo)技術(shù)是有問題的。G-V方法測量位于左心室和主動(dòng)脈中的電極18之間的電導(dǎo)。需要最少四個(gè)電極18來防止電極-電解液界面的串聯(lián)阻抗使測量失真。通常，兩個(gè)電流源-庫電極位于主動(dòng)脈中和左心室中的尖部附近(圖1中的電極1和4)。使用電位測量電極(2和3)之間的電位差計(jì)算電導(dǎo)G=I/V?？刂萍僭O(shè)為電流密度場足夠均勻，容量和電導(dǎo)通過貝恩方程式[l]簡單地相關(guān)丫人(1)，14其中a是幾何因子(無因次常數(shù))，L是電壓感測電極(2和3)之間的中心距(m)，Ob是血液的電導(dǎo)率(S/m)，G(t)是測得的瞬時(shí)電導(dǎo)(S)，且Gp是心肌的并聯(lián)電導(dǎo)(S)(在圖1的校準(zhǔn)比色杯中Gp=0)?，F(xiàn)有技術(shù)固有的兩個(gè)局限性妨礙精確測量1)感測電極18周圍的電場不均勻，導(dǎo)致測得的電導(dǎo)與心室容量之間的非線性關(guān)系，其無疑降低對(duì)大容量的靈敏度，和2)由周圍心肌增加的并聯(lián)電導(dǎo)信號(hào)增加測量的虛容量。新技術(shù)基于測量兩種或兩種以上頻率下的復(fù)數(shù)導(dǎo)納來改進(jìn)并聯(lián)肌肉電導(dǎo)的估算，而不是如目前所做的使用導(dǎo)納幅值。此外，電導(dǎo)與容量之間的固有非線性關(guān)系通常通過在操作區(qū)域內(nèi)建立分段線性近似于靈敏度曲線(Vol對(duì)G)來補(bǔ)償。S卩，a實(shí)際上是圖1中的容量的直徑的函數(shù)；但假設(shè)在測量的操作范圍內(nèi)，收縮末期容量(ESV)比舒張末期容量(EDV)恒定。心肌的電學(xué)特性呈頻率依賴性[6-14]，而血液的電學(xué)特性不是呈頻率依賴性[15-18]。于(至少)一種頻率下的導(dǎo)納測量可用于從組合肌肉-血液信號(hào)中分離肌肉分量。導(dǎo)納的相位角的測量是比目前測得的導(dǎo)納幅值更為靈敏的肌肉信號(hào)指示物。相位角所含的信息可改進(jìn)單頻率和/或雙頻率導(dǎo)納系統(tǒng)的總精確度。這種測量的重建使我們能夠證實(shí)在擴(kuò)張心臟的情況下有效感測容量實(shí)際上適用于心室肌肉。在本發(fā)明的操作中，并聯(lián)電導(dǎo)信號(hào)目前通過三種方法補(bǔ)償1)注射高滲生理鹽水[19、20],2)阻塞下腔靜脈(IVC)[21],和3)于一或兩種頻率下測量電導(dǎo)[22、23]。在第一種方法中，注射已知體積的高滲生理鹽水(通常是10%NaCl)且當(dāng)其在數(shù)次跳動(dòng)期間流過LV時(shí)測量單次心跳電導(dǎo)信號(hào)。繪制舒張末期電導(dǎo)(EDG)對(duì)收縮末期電導(dǎo)(ESG)的關(guān)系圖，并將所得線圖投影回等值線圖(當(dāng)心搏量=0時(shí)，EDG=ESG)，而其余部分為并聯(lián)電導(dǎo)Gp的估算值。(參見圖2)。在第二種方法中，阻塞IVC使LV容量縮小，但以與圖2相同的方式分析結(jié)果。第三種方法試圖使用肌肉的頻率依賴性來鑒別并聯(lián)電導(dǎo)[22、23]。這類似于本文所述的方法，但不同之處是特定頻率局限于最大約30kHz且僅使用組合信號(hào)的幅值。本文使用lOOkHz的最大頻率來更好地從組合信號(hào)分離肌肉；此外，相位角是比單獨(dú)導(dǎo)納幅值靈敏得多的指示物。而且，使用導(dǎo)納信號(hào)的相位角和幅值允許以精確方式利用單頻率那么少，使用單頻率幅值裝置不可能達(dá)到這一點(diǎn)。并聯(lián)電導(dǎo)補(bǔ)償方法中每一種方法都具有不合需要的特征。高滲生理鹽水注射產(chǎn)生在衰竭心臟中不合需要的非生理性電解液負(fù)荷(aphysiologicelectrolyteload)。IVC阻塞使心室游離壁和隔膜更靠近電極陣列且人為地提高并聯(lián)電導(dǎo)。單獨(dú)雙頻率幅值測量能夠鑒別血液與心肌之間的差信號(hào)，但使用單獨(dú)導(dǎo)納幅值的測量不足夠靈敏的產(chǎn)生滿意的結(jié)果，并且過去使用的特定頻率對(duì)于分離兩種信號(hào)不是最好的。此外，使用單獨(dú)導(dǎo)納信號(hào)的相位角和幅值可使用單頻率精確地執(zhí)行。對(duì)單獨(dú)雙頻率幅值的測量存在影響總精確度的其他考慮因素一特別是導(dǎo)管12自身的寄生阻抗一必須在可能進(jìn)行可靠計(jì)算之前加以補(bǔ)償。本發(fā)明是對(duì)單獨(dú)雙頻率幅值方法的顯著改進(jìn)；其使用復(fù)數(shù)導(dǎo)納的測量來更精確地鑒別并聯(lián)肌肉容量信號(hào)且不需要通過注射流體或改變LV容量來完成。腐嫂冶學(xué)淳絲游^^,顏絲..電解溶液、血液和所有半導(dǎo)體材料都具有電導(dǎo)率，a，其基本上與頻率無關(guān)。電介質(zhì)材料具有電容率，s(F/m):本質(zhì)上，電容率是材料中的單位體積內(nèi)可極化偶極矩的度量[14]。一般材料都具有半導(dǎo)體和電介質(zhì)特性，并且各方面均促成向量電場E(V/m)中的總電流密度向量JU(A/n^)。根據(jù)歐姆定律(Ohm'sLaw)，電導(dǎo)率a產(chǎn)生傳導(dǎo)電流密度，且在諧波(即正弦)電場中，電容率s促成"位移"電流密度，如安培定律(Ampere'sLaw)的右手原則所反映[40]:/,。r=(cr+jVue)￡(2)其中J^^1,且a)-2兀f二角頻率(r/s)。Jt。t是復(fù)數(shù)(即使E是實(shí)數(shù))，換句話說，除非coe小于a，否則J和E彼此不同相。幾乎所有組織于低于約10MHz的所有頻率下起半導(dǎo)體作用，因?yàn)閏r^coe。明顯例外的是活體內(nèi)或極新鮮切取的肌肉組織，[10-12，和我們自己未公開的測量]。為檢驗(yàn)這一論述，水具有極強(qiáng)偶極矩，且在低于約1MHz的頻率下具有80左右的相對(duì)電容率；并因而，大多數(shù)組織的相對(duì)電容率通常由其水含量控制。相反，肌肉具有極高相對(duì)電容率在10kHz到100kHz范圍內(nèi)為16,000左右(幾乎是水的200倍)[ll]，這源于跨膜電荷分布。因此，cos能夠遵循肌肉總電流密度的頻率依賴性，因?yàn)閏oe對(duì)于約15kHz以上的頻率，大于cj。舉例來說，使用表面四極探針的鼠類心肌的表觀電導(dǎo)率顯示可靠和可重復(fù)的頻率依賴性。在圖3中，所示的電導(dǎo)率在約10kHz以上顯著增加。所述圖中的電導(dǎo)率包括一些電容率效應(yīng)測量裝置實(shí)際上指示方程式2中的(cr+jcos)項(xiàng)的幅值。對(duì)于肌肉來說，更精確的是考慮"導(dǎo)納率"，Ti=a+jcos，自線圖的低頻率部分可得cj=1,800nS/cm(0.18S/m)，且估計(jì)s=16,000so(F/m)，與已公開的數(shù)據(jù)相比較好。在圖中，表面探針的寄生電容己使用表面探針對(duì)具有與肌肉相同基線電導(dǎo)率的電解溶液的測量來補(bǔ)償。嚴(yán)澄摸遼欲充,小鼠LV中的鼠類導(dǎo)管的數(shù)值模型是以表示小鼠的正常ESV和EDV16的容量來執(zhí)行。所述數(shù)值模型是用于比色杯研究的模型的增強(qiáng)型可賦予每一控制容量(controlvolume，CV)不同的電導(dǎo)率值，cj。模型空間分辨率和FDM計(jì)算方法與上述相同。然而，為了收斂，需要迭代400,000次左右的較大迭代次數(shù)。這是因?yàn)椴痪鶆蚪橘|(zhì)的電學(xué)邊界條件實(shí)質(zhì)上增加使最終溶液沉淀所需的試驗(yàn)次數(shù)。模型是使用源自電導(dǎo)導(dǎo)管12數(shù)據(jù)的ESV和EDV的實(shí)際容量來完成的分別為19pl和45pl(射血分?jǐn)?shù)=60%)。血液、心肌和主動(dòng)脈的電導(dǎo)率分別為crb=0.928S/m,于10kHz下am=0.0945S/m和于100kHz下cjm=0.128S/m，aa=0.52S/m[41]。在模型中所有特性均為實(shí)值(real-valued),肌肉的復(fù)雜性(complexnature)尚不包括在初步研究中。將心室游離壁心內(nèi)膜表面處理成平滑橢圓形，且LV模擬為回轉(zhuǎn)橢球。出于兩個(gè)理由對(duì)于實(shí)際LV大大簡化幾何形狀1)模型的目的是鑒別測得的電導(dǎo)的肌肉成分的預(yù)期數(shù)量級(jí)(order-of-magnitude),2)可利用的資源和時(shí)間不允許開發(fā)詳細(xì)的3維幾何形狀，也不能使用更精確的有限元法(FEM)模型。表l比較FDM模型和實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)。所述模型一貫低估了測得的電導(dǎo)于10kHz下為約11%和35%,且于100kHz下為30%和47%。于10kHz下的比較對(duì)組織電學(xué)特性和導(dǎo)管12效應(yīng)的不確定性最不敏感。這個(gè)頻率下的偏差更可能歸因于模型的幾何簡化和所使用的適當(dāng)LV容量的低估。<table>tableseeoriginaldocumentpage17</column></row><table>表l.模型和實(shí)驗(yàn)電導(dǎo)值(pS)的總結(jié)。實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)是六只正常小鼠的平均值[28]，括號(hào)中的數(shù)字是標(biāo)準(zhǔn)偏差。100kHz測量揭露由肌肉的電學(xué)特性的復(fù)雜性引起的附加效應(yīng)和電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管12中的電線之間的電容效應(yīng)。雖然計(jì)算出的電導(dǎo)的實(shí)際值受到許多不確定因素影響，但模型中的10kHz與lOOkHz值之間的差異iK歸因于肌肉的電學(xué)特性。因此，在表1中，初看起來好像模型工作嚴(yán)重低估了肌肉中的電容效應(yīng)。然而，必須指出，所報(bào)告的活體內(nèi)測量并未補(bǔ)償100kHz下導(dǎo)管12中的雜散電容(straycapacitance)。在這一點(diǎn)上，并不準(zhǔn)確地清楚有多少表觀頻率依賴性信號(hào)是由導(dǎo)管12電容引起，和在那些數(shù)據(jù)中有多少是由肌肉信號(hào)引起。所述的改進(jìn)肌肉并聯(lián)電導(dǎo)補(bǔ)償技術(shù)可在現(xiàn)有電導(dǎo)機(jī)器中以嵌入式分析軟件(測得數(shù)據(jù)的實(shí)時(shí)或離線處理)或以專用數(shù)字信號(hào)處理硬件裝置來實(shí)施。裙泣為,/量，在這一測量中有一深入困難必須得到解決除肌肉電容率分量外，導(dǎo)管的寄生電容對(duì)測得的導(dǎo)納信號(hào)相位角也有影響。我們必定同時(shí)測量兩者；且需要一種用于補(bǔ)償或者處理導(dǎo)管誘發(fā)效應(yīng)的方法。幸運(yùn)的是，可以先驗(yàn)地("pn'on')測量所有必需的導(dǎo)管12特征。我們已鑒別解決這個(gè)問題的三種方法。第一，導(dǎo)管12相位角效應(yīng)源于導(dǎo)管12中的電極線之間的寄生電容。四極情況相對(duì)易于論述，且多電極導(dǎo)管由4電極次單元的若干重復(fù)組合組成。我們可以測量4電極系統(tǒng)的六個(gè)電極間寄生電容(圖4)。電極間電容的效應(yīng)可簡化為與組織并聯(lián)的單一電容導(dǎo)納，Ceath，其比Cij的任一者都大得多。這在對(duì)生理鹽水的實(shí)驗(yàn)測量中可見，其在低于約200MHz的頻率下沒有觀察到電容率效應(yīng)；因此，信號(hào)的所有電容信息(hl的頻率依賴性增加，其中T]:C+jCOS)均來自導(dǎo)管12效應(yīng)(圖5)。在圖5中，使用小電導(dǎo)率測量探針(電極間電容為60pF到70pF)測得生理鹽水溶液的表觀電導(dǎo)率(lr)l)在720^S/cm(最低線)與10，000HS/Cm(最高線)之間。因?yàn)镃TNaa二O)Seath的點(diǎn)對(duì)于較高O而言移到較高頻率處，所以各線交叉。這里Ce礎(chǔ)為約1.5nF。第二，可針對(duì)導(dǎo)管12效應(yīng)建構(gòu)集中參數(shù)電路模型且使用這個(gè)模型將測得的電位AV校正為其在不存在寄生電容的情況下將具有的值。第三，我們可以使用雙線性變換將電流源輸出Is(圖5)和電壓測量位置AV的測量平面提高到四個(gè)電極18的外表面。這是阻抗測量的標(biāo)準(zhǔn)方法[參見參考文獻(xiàn)14，第5章]且僅需要完成開路、短路和標(biāo)準(zhǔn)化負(fù)荷(如，1kQ)的測量。第一種方法對(duì)于在臨床儀器中的實(shí)施最具實(shí)用性我們將從測量的總電容Ct。t中減去導(dǎo)管12電容Ccalh(先驗(yàn)測得)，差值為C瞧de-Cto,陽Cca,h。2kHz至lJ10kHz下的測量僅包括實(shí)部Y10=Gb+Gmusc。于100kHz下Y100=Gb+Gmusc+jco(Ccath+Cmusc)。排除負(fù)值且Ceath是確定性的且不隨時(shí)間變化。那么計(jì)算策略為Ct。t=IY咖Isin(etot)/;Cmusc二Ciot=CCath;最后，Gp=G則sc=OmCmuSc/Smusc(來自熟知的電導(dǎo)-電容類比(conductance-capacitanceanalogy)[40])且可將Gp從IY^I中減去以測定Gb，即IY!ol=Gb+GP。這一測量的純類比方法是不可能做到的，且使用導(dǎo)管12補(bǔ)償和相位測量兩者所需的具有廣泛數(shù)字處理的混合信號(hào)方法。根據(jù)表1的模型趨勢和測量值，估算測得的導(dǎo)納的相對(duì)相位角應(yīng)當(dāng)對(duì)于EDV為約4°且對(duì)于ESV為8°。對(duì)于ESV的較大相位角反映相對(duì)接近LV壁的變化。電極感測場的不均勻性是圖1的單一電流源電極幾何形狀所固有的。兩種極端情況說明這一問題的來源。第一，對(duì)于足夠大的比色杯或血容量來說，電極1和4周圍的電場和電流密度場的總體形狀類似于電流偶極子的形狀電流密度的幅值隨半徑的立方而降低。在極大容量下，電極2與3之間測得的電壓對(duì)外邊界的位置不敏感。因此，測得的電導(dǎo)在大容量下飽和，因?yàn)殪`敏度AG/AVol=0，且因此a-O。第二，當(dāng)容量的外半徑最低限度地大于導(dǎo)管12本身時(shí)，產(chǎn)生另一個(gè)界限。在那種情況下，電流密度接近均勻分布且a接近1。這些界限之間的半徑跨越a^1到a二0。在容量校準(zhǔn)比色杯中，在小鼠尺寸4電極電導(dǎo)導(dǎo)管12的實(shí)驗(yàn)和數(shù)值模型中研究a的行為。這個(gè)導(dǎo)管12在電極2和3的中心之間具有L-4.5mm且為1.4F(即，直徑為0.45mm)。將比色杯裝滿1M生理鹽水溶液(于室溫下cj=1.52S/m)。結(jié)果總結(jié)于圖3中。在所述圖中，"理想的G"是線a二l。繪制以nS計(jì)的數(shù)值計(jì)算出的(方形)和測得的(圓形)電導(dǎo)對(duì)比色杯容量(nl)的圖。圖中的測量靈敏度AG/AVo1=a(cr/L2)，且對(duì)于此導(dǎo)管12的容量大于約150pl時(shí)，此斜率漸近地接近0。此行為僅通過電流密度場的幾何形狀來確定，且a與溶液的電導(dǎo)率無關(guān)?；跀?shù)值模型和實(shí)驗(yàn)結(jié)果，新校準(zhǔn)方程式在方程式4中使用風(fēng)G)作為幾何校準(zhǔn)函數(shù)以替代a:其中風(fēng)0)=場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，1^)=測得的復(fù)合導(dǎo)納，W是血液電導(dǎo)率，L是測量電極之間的距離，且&=由心肌控制的并聯(lián)"漏泄"導(dǎo)納。于小容量下，/5(G)=a=l。于大容量下，如圖6中的模型工作所期望的，風(fēng)G)無限增加。新校準(zhǔn)函數(shù)包括容量計(jì)算的非線性性質(zhì)因?yàn)閷?duì)于特定導(dǎo)管來說，(3(G)取決于液體的電導(dǎo)率和測得的G，即比色杯和/或心室血液外半徑，其不能簡單地用lAx來表示。對(duì)于圖6數(shù)據(jù)的上述小鼠尺寸導(dǎo)管12的(3(G)的表達(dá)式是〃(GXcr=0.928S/m)=1+1,了7斗(10748副"(G—2057))(5)其中G是測得的電導(dǎo)(S),計(jì)算已校正為于體溫下全血的電導(dǎo)率(0.928S/m),且2057是比色杯充滿大量全血時(shí)以^iS計(jì)的漸近電導(dǎo)。這里，因?yàn)楸壬瓬y量并不含有肌肉，所以(3(G)僅取決于Y的實(shí)部。在使用時(shí)，G是[Y(t)-Yp]的實(shí)部，且排除信號(hào)的19任何虛部，因?yàn)槠浔囟▉碜约∪夥至?，或來自儀器。根據(jù)需要，當(dāng)G變得比漸近線2057pS小時(shí)，(3(G)接近1。所述的改進(jìn)校準(zhǔn)方法可以在現(xiàn)有電導(dǎo)機(jī)器中以嵌入式分析軟件(測得數(shù)據(jù)的實(shí)時(shí)或離線處理)或以專用數(shù)字信號(hào)處理硬件裝置來實(shí)施。當(dāng)關(guān)于總體導(dǎo)納的復(fù)數(shù)導(dǎo)納涉及Y(t)-Yp時(shí)，如下。Y(t)=Gb+Gm+jcoCmYP=Gm+jcoCm(YP)Cm=肌肉的電容分量(F-法拉)(Cm)(0=角頻率(弧度/秒)(o)=27rf)Gm=肌肉的電導(dǎo)(S二西門子)(Gm)Gb=血液的電導(dǎo)(S)(Gb)Y(t)=總瞬時(shí)測得的導(dǎo)納(S)(已補(bǔ)償導(dǎo)管12效應(yīng)后)。Yp=總并聯(lián)導(dǎo)納(全部，除了血液)。心肌控制Yp;且因此一旦Yp已知(根據(jù)相位角的測量一僅肌肉具有電容且促成相位角)，就可改進(jìn)Gb的估算且因此改進(jìn)血容量的估算。下面詳述電導(dǎo)與容量之間的非線性關(guān)系(3(G)。1.物理原理P(G)是用于每個(gè)導(dǎo)納(電導(dǎo))導(dǎo)管12的非線性函數(shù)。所述函數(shù)取決于所用電極18的數(shù)目、尺寸和間距，且取決于其所處的介質(zhì)的電導(dǎo)率。P(G)由電極18所形成的電流場的形狀決定。2.實(shí)驗(yàn)測定可以用實(shí)驗(yàn)方法在圓柱形"比色杯"中測定任何電導(dǎo)導(dǎo)管12的卩(G)，其中在比色杯直徑的范圍內(nèi)測量已知電導(dǎo)率的溶液。"容量"是電壓感測電極18之間的溶液的容量。3.通過對(duì)電場方程式求解的測定P(G)也可以通過對(duì)經(jīng)受適當(dāng)邊界條件的控制電場方程式，即高斯電學(xué)定律(Gauss'ElectricLaw)—以積分形式或于低頻率下以拉普拉斯方程(Laplace)的形式及于高頻率下以波動(dòng)方程的形式一求解來測定。所述求解可以通過分析手段(紙和筆)或通過數(shù)值手段來進(jìn)行，如在電場和/或電磁場的數(shù)字計(jì)算機(jī)24模型中進(jìn)行。對(duì)于由兩個(gè)或兩個(gè)以上電極18建立的任何電流場來說，當(dāng)總電流，即(Zmag(E)點(diǎn)乘dS)的表面積分(其中dS是元面積)，除以來自模型或計(jì)算結(jié)果的測量電極電壓時(shí)，模型產(chǎn)生測得的電導(dǎo)。許多關(guān)于電磁場理論的書教授如何進(jìn)行計(jì)算。具體參考文獻(xiàn)是W.H.Hayt和J.A.Buck"工程電磁學(xué)(EngineeringElectromagnetics)",第6版，麥克勞-希爾出版公司(McGraw-Hill),波士頓(Boston),2001年中的第6章(第184頁)，其以引用的方式并入本文中。所述具體參考文獻(xiàn)教授如何計(jì)算電阻R，而電導(dǎo)G只是R的倒數(shù)，G=1/R。計(jì)算出的G可能是復(fù)數(shù)(對(duì)于類似組織的混合材料來說)，在這種情況下，導(dǎo)管12測量"導(dǎo)納"Y，為復(fù)數(shù)。(A)測得的電導(dǎo)和電容信號(hào)使用兩個(gè)導(dǎo)管電極(#1和#4)在心室中建立電流場。電流場在組織中產(chǎn)生電場，其強(qiáng)度通過測量電極#2與#3之間的電壓來測定。因?yàn)殡姌O2和3具有微量電流，所以其提供組織中的電場的適用估算。供應(yīng)給組織的電流(電極1和4)除以電極2與3之間測得的電壓以測定組織的導(dǎo)納Y(S)。導(dǎo)納由兩個(gè)部分組成，實(shí)部電導(dǎo)G(S)，和虛部電納B(S):Y=G+jB。在這個(gè)測量中，血液和肌肉皆促成測得的信號(hào)的實(shí)部，G=Gb+Gmuse。然而，除去所有導(dǎo)管誘發(fā)效應(yīng)后，僅肌肉可促成虛部，B=jcoCmusc。對(duì)于半導(dǎo)體介質(zhì)中的電場分布的任何幾何形狀來說，電導(dǎo)可如下計(jì)算<formula>formulaseeoriginaldocumentpage21</formula>其中選擇分子中的表面S包括來自用于建立電場E的電極之一的全部電流，且分母中的積分路徑是自位置"a"處的低電壓"庫"電極到位置"b"處的較高電壓"源"電極。類似地，對(duì)于電介質(zhì)中的電場的任何幾何形狀來說，電容可如下計(jì)算<formula>formulaseeoriginaldocumentpage21</formula>B)心肌中的并聯(lián)導(dǎo)納測得的組織信號(hào)，Y=Gb+Gmuse+jo>Cmuse。根據(jù)高頻率測量，在除去導(dǎo)管相位效應(yīng)后，C訓(xùn)sc可通過下式由測得的相位角測定Cmusc=IYIsin(e)/co。根據(jù)上述方程式(a)和(b),肌肉電導(dǎo)可通過下式由其電容測定Gmusc=C7/sCmusc，因?yàn)閮蓚€(gè)方程式不同之處僅在于其各自的電學(xué)特性，即電場幾何計(jì)算在均勻介質(zhì)中是相同的。以這種方式，肌肉電導(dǎo)(與頻率無關(guān)，且因此于低頻率和高頻率測量下是相同的)可由肌肉電容(僅于高頻率測量下可觀察得到)測定。除這些極其一般的關(guān)系外，個(gè)人可以構(gòu)造許多形狀和尺寸的導(dǎo)管電極結(jié)構(gòu)并將其用于許多類型的電導(dǎo)溶液中。均將具有不同的(3(G)函數(shù)。在一替代實(shí)施例中，LV和/或RV容量信號(hào)僅與LV或RV血液電導(dǎo)有關(guān)，但測得的導(dǎo)納來自血液和心肌兩者。因此，需要從測得的導(dǎo)納中提取血液電導(dǎo)，這可以通過使用心肌的獨(dú)特電容特性來完成。為此，第一個(gè)步驟是獲得心肌的電導(dǎo)率和電容率。心肌電導(dǎo)率和電容率據(jù)認(rèn)為血液僅有電導(dǎo)性，而心肌既有電導(dǎo)性，也有電容性。因此，測得的頻率依賴性心肌"導(dǎo)納率"yu/)實(shí)際上由兩個(gè)分量組成y:(/)=(2W。)2(6)其中Om是實(shí)數(shù)心肌電導(dǎo)率，f是頻率，"是相對(duì)心肌電容率，且S。是自由空間的電容率。實(shí)驗(yàn)上，rj/)可于兩個(gè)不同頻率下測量，如10kHz禾n100kHz，且接著可如下計(jì)算^和心肌電容率e的值99(7)f=frf0i[rm(iooA:)]2—[rm,)]22;r.l0"99(8)或者，rj/〗可于單頻率下測量，如30kHz,且接著可計(jì)算CJm和心肌電容率的值。血液電導(dǎo)在10kHz和lOOkHz雙頻率測量系統(tǒng)中，測得的導(dǎo)納幅值iy(/)i是與心肌電導(dǎo)(gm)和電容(Cm)平行的血液電導(dǎo)(&)，如下所示gb+"+(2"04。2(9)(10)使用方程式(9)和(10)，1y(100A:)—y(lOW2;r.10499(11)IOOF(IO"-y(lOOyt)99(12)根據(jù)熟知的電導(dǎo)-電容類比[40]，(13)將方程式(13)代入方程式(12)中，獲得血液電導(dǎo)gb:99(14)新的電導(dǎo)與容量轉(zhuǎn)換方程式是:(15)其中VbZ(f)是瞬時(shí)容量，"是血液電阻率，L是感測電極之間的距離，w(f)是瞬時(shí)血液電導(dǎo)，且y是經(jīng)驗(yàn)校準(zhǔn)因子，其通過下列步驟來測定。1.使用流量探針測量LV心搏量(SV)，以SVn。w表示。2.賦予Y初始正數(shù)，且使用方程式(15)將血液電導(dǎo)轉(zhuǎn)換為容量信號(hào)。所得心搏量以SVy表示。3.如果SVy小于SVfl。w，那么增加Y的值。否則，減小它。4.重復(fù)步驟2和3直到其滿足因?yàn)榉匠淌?15)是單調(diào)遞增函數(shù)，所以對(duì)于y僅存在一種可能正解。使用這個(gè)經(jīng)驗(yàn)因子y補(bǔ)償和校準(zhǔn)測量環(huán)境的總體不確定性和不完全性，如不均勻電場和偏離中心的導(dǎo)管位置。模擬結(jié)果使用商業(yè)有限元軟件FEMLAB模擬這個(gè)問題。如圖8中所示，簡化的LV模型通過將LV血液和心肌兩者模擬為圓柱體來建立，四電極導(dǎo)管插入圓柱體的中心。類似模型也可用于RV。改變內(nèi)血液圓柱體的半徑以研究容量與電導(dǎo)之間的關(guān)系。假設(shè)心搏量是最大與最小血容量之間的差，且使用這個(gè)差測定經(jīng)驗(yàn)校準(zhǔn)因子，對(duì)于貝恩方程式和新方程式分別為ot和y。計(jì)算出的導(dǎo)納幅值、血液電導(dǎo)、真實(shí)容量和通過貝恩方程式和新方程式估算的容量列于表II中且也繪于圖9中，其中真實(shí)容量是兩個(gè)內(nèi)感測電極之間的容量。對(duì)于小鼠尺寸導(dǎo)管來說，兩個(gè)內(nèi)感測電極之間的距離是4.5mm。表II.真實(shí)容量和通過兩個(gè)方程式估算的容量的比較<table>tableseeoriginaldocumentpage24</column></row><table>活體外生理鹽水實(shí)驗(yàn)在1.5英寸厚的樹脂玻璃(PIexiglas)塊中鉆出幾個(gè)圓柱體孔。用于填充那些孔的生理鹽水的電導(dǎo)率是1.03S/m,所述生理鹽水通過于23'C室溫下將0.1MNaCl溶解于1升水中而制得，所述電導(dǎo)率約為血液電導(dǎo)率。使用在電極2與3之間具有9mm距離的電導(dǎo)導(dǎo)管測量電導(dǎo)。因?yàn)闃渲Ａ墙^緣材料，所以測得的電導(dǎo)僅來自生理鹽水，不來自樹脂玻璃壁。因此，測得的生理鹽水電導(dǎo)對(duì)應(yīng)于血液電導(dǎo)活體內(nèi)實(shí)驗(yàn)。此外，假設(shè)心搏量是最大與最小血容量之間的差，且隨后使用這個(gè)差測定經(jīng)驗(yàn)校準(zhǔn)因子，對(duì)于貝恩方程和新方程分別為cc和y。于10kHz下測得的數(shù)據(jù)和通過貝恩方程式和新方程式估算的容量列于表III中。所列的真實(shí)容量是電極2與3之間的容量。數(shù)據(jù)繪于圖10中。表III.鉆孔中的真實(shí)和估算容量的比較<table>tableseeoriginaldocumentpage25</column></row><table>發(fā)現(xiàn)由新方程式獲得的所得容量更接近于MRI數(shù)據(jù)，相信這是事實(shí)。然而，通過新方法在較大容量時(shí)發(fā)現(xiàn)更多干擾。理由是當(dāng)容量增加時(shí)，新方程式的指數(shù)項(xiàng)將比線性貝恩方程式更快地?cái)U(kuò)大干擾。以下應(yīng)用基于上述解釋。本發(fā)明涉及一種用于測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的裝置500，如圖11-15中所示。裝置500包含至少兩個(gè)跨越左心室的適合縫于心臟中的電極502。裝置500包含適合插入所述患者體內(nèi)的電壓發(fā)生器504，其向兩個(gè)電極502產(chǎn)生電壓并感測來自兩個(gè)電極502的所得電壓。優(yōu)選地，裝置500包括適合植入LV心肌中的第三電極506和第四電極508，且其中電壓發(fā)生器504測定來自兩個(gè)電極502和第三與第四電極的所得電壓的幅值和相位角。電壓發(fā)生器504優(yōu)選地適合植入患者胸部且與兩個(gè)電極502和第三與第四電極相連。本發(fā)明涉及一種用于測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的方法。所述方法包含將至少兩個(gè)跨越左心室的電極縫于心臟中的步驟。存在將向兩個(gè)電極產(chǎn)生電壓并感測來自兩個(gè)電極的所得電壓的電壓發(fā)生器插入患者體內(nèi)的步驟。本發(fā)明涉及一種用于患者的起搏器600，如圖18中所示。所述起搏器將包括用于慢心率的傳統(tǒng)起搏器、用于改進(jìn)心臟衰竭患者的LV和RV同步性的雙心室起搏器、和具有起搏和除顫功能的AICD裝置。起搏器600包含適合插入RV尖部的具有四個(gè)跨越RV長度的電極604的RV導(dǎo)線602,四個(gè)電極中的至少一個(gè)置于患者的右心房或引入右心的靜脈中。起搏器602包含電壓發(fā)生器606,其向電極604產(chǎn)生電壓信號(hào)并感測RV中的瞬時(shí)電壓并判定實(shí)分量和虛分量以除去來自隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量。起搏器600包含連接于電壓發(fā)生器606的電池608。起搏器600包含連接于電池608的除顫器610。優(yōu)選地，起搏器600包括具有四個(gè)電極614的表面心外膜導(dǎo)管612。本發(fā)明涉及一種用于輔助患者心臟的方法。所述方法包含將起搏器的具有四個(gè)跨越RV長度的電極的RV導(dǎo)線插入RV尖部的步驟。存在從電壓發(fā)生器向電極產(chǎn)生電壓信號(hào)的步驟。存在用電壓發(fā)生器感測RV中的瞬時(shí)電壓以判定電壓的實(shí)分量和虛分量以除去來自隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量的步驟。更準(zhǔn)確地說，關(guān)于用于測定心臟移植排斥反應(yīng)的非侵入性方法和裝置，經(jīng)受心臟移植的患者持續(xù)定期去做侵入性心肌活組織檢查以進(jìn)行組織檢查以判定是否發(fā)生排斥反應(yīng)進(jìn)而指導(dǎo)免疫抑制藥物的劑量調(diào)整。這種侵入性方法使患者經(jīng)受發(fā)病率和隨機(jī)抽樣誤差。已研究先前的非侵入性方法11-14且并未成功。心肌組織的電導(dǎo)納可用于鑒別移植排斥反應(yīng)15。浸潤性淋巴細(xì)胞、膜損傷和水腫的存在降低心肌中的電導(dǎo)納。心肌導(dǎo)納的重要成分是肌細(xì)胞膜電容。當(dāng)因排斥反應(yīng)過程損傷肌細(xì)胞時(shí)，電容將降低。將通過遙測監(jiān)測排斥反應(yīng)的移植時(shí)連接于健康心臟的裝置可揭露排斥反應(yīng)過程，如圖11-15中所示。在心臟移植時(shí)，將被置于患者胸部的健康心臟將具有2到4個(gè)跨越左心室的縫于心臟中的電極。這些電極將連接于可插入胸腔中的裝置，所述裝置將向這些電極中的兩個(gè)產(chǎn)生電壓，接著用相同兩個(gè)電極或植入LV心肌中的電極3和4感測所得電壓且測定這個(gè)返回信號(hào)的幅值和相位角。這個(gè)裝置將能夠通過遙測向醫(yī)生辦公室或醫(yī)院產(chǎn)生這些心肌測量值。如果心肌的基線電阻率改變，尤其是相位角改變，那么其將解釋為表示存在新心臟的心肌排斥反應(yīng)?；颊叩尼t(yī)生將使用這個(gè)信息來判定是否需要增加患者的抗排斥藥物(如類固醇)的劑量?；蛘?，如果心臟的電阻率回到安全范圍，那么可減少所增加的抗排斥藥物。圖11-15顯示關(guān)于這項(xiàng)技術(shù)的兩個(gè)實(shí)施例。在一實(shí)施例中，如圖12中所示，具有電極的穿透式傳感器512插入心臟中。在第二實(shí)施例中，表面?zhèn)鞲衅?14縫于心臟表面。圖15顯示應(yīng)用中的各種實(shí)施例。一次僅使用一個(gè)實(shí)施例。圖16和17顯示關(guān)于裝置500的不同布置。圖11顯示插入移植心臟中的穿透式傳感器。電極將安置在心臟內(nèi)，止擋接觸心臟表面且防止穿透式傳感器進(jìn)一步延伸到心臟中。圖12和13分別顯示將連接于移植心臟表面的表面?zhèn)鞲衅鞯难鲆晥D和側(cè)視圖。電極26處于表面?zhèn)鞲衅魃?。圖14顯示穿透式傳感器或表面?zhèn)鞲衅髦車碾妶鼍€。應(yīng)注意雖然圖14中穿透式傳感器和表面?zhèn)鞲衅鹘耘c移植心臟一起顯示，但實(shí)際上將僅使用一個(gè)實(shí)施例。存在兩種傳感器只是用于示范性目的。類似地，圖15顯示連接于心外膜的表面?zhèn)鞲衅?，或插入心?nèi)膜或心外膜的穿透式導(dǎo)管。在實(shí)踐中，實(shí)際上將僅使用一種傳感器。這種裝置的變型可包括應(yīng)用于封閉的胸壁的手持型裝置，以活化胸中的電極以節(jié)省電池用量。胸中的裝置也可以通過將心臟的扭轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)轉(zhuǎn)換為電能而利用心臟運(yùn)動(dòng)自身產(chǎn)生能量。如圖18中所示，另一應(yīng)用是測定與RV中的起搏器/除顫器導(dǎo)線602耦聯(lián)的RV容量?，F(xiàn)對(duì)LVEF小于30%的任何心臟衰竭患者推薦AICD。也努力在發(fā)生充血性心臟衰竭(CHF)的臨床實(shí)體之前通過檢測右心壓力來警告患者其變得體液負(fù)荷超載，而減少患者因CHF發(fā)作入院。因?yàn)樵谔畛?舒張)期間右心室和左心室壓力-容量關(guān)系相對(duì)平坦，所以對(duì)于小的壓力變化存在大的容量變化。因此，精確地檢測RV容量將是發(fā)展近迫性CHF的標(biāo)志，其比將是RV或肺動(dòng)脈壓力或穿肺阻抗(后者是肺水腫的間接度量)的標(biāo)志更靈敏。因此，AICD/起搏器的RV導(dǎo)線上4個(gè)跨越RV長度的電極植入與相位角耦聯(lián)的LVEF降低(置于裝置的電池電路中的函數(shù)發(fā)生器板)的患者體內(nèi)以通過遙測提供RV瞬時(shí)容量的布置可用于產(chǎn)生近迫性心臟衰竭的金標(biāo)準(zhǔn)，RV瞬時(shí)容量。位于右心室中的插入RV尖部的AICD導(dǎo)線602具有安裝于其上的2到4個(gè)電極604。己植入皮膚下的AICD電池608接著也可用于在RV導(dǎo)線602上的電極1與4之間產(chǎn)生電壓信號(hào)，并感測RV中的瞬時(shí)電壓并判定實(shí)分量和虛分量以除去隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量。用于相位角的其它電子電路也可添加到已植入皮膚下的裝置中?；颊咴诩铱赏ㄟ^遙測將來自RV腔的相位角信息發(fā)送給其醫(yī)生，且測定RV容量是否增加。如果增加，那么在患者具有充血性心臟衰竭的癥狀之前，可改變患者的藥物以除去體液(多尿)，從而避免以后住院治療。RV容量將比遙測的RV壓力更靈敏，因?yàn)楫?dāng)RV擴(kuò)張時(shí)，其維持類似壓力。其也將與由Medtronic公司制造的裝置競爭，所述裝置在患者需要被送進(jìn)醫(yī)院治療充血性心臟衰竭之前測定整個(gè)胸的阻抗以作為判定肺是否充滿體液(肺水腫)的間接方法。Medtronic裝置受到限制，因?yàn)槠洳粌H測定肺的阻抗，也測定整個(gè)胸壁的阻抗。盡管本發(fā)明己出于說明的目的在上述實(shí)施例中進(jìn)行詳述，但應(yīng)理解所述詳情僅僅用于所述目的，并且除了隨附權(quán)利要求所描述的內(nèi)容外，在不脫離本發(fā)明的精神和保護(hù)范圍的情況下，所屬領(lǐng)域的技術(shù)人員可作出變更。腿以下是本文所確定的參考文獻(xiàn)列表，所有這些都以引用的反式并入本文中。1.杰班(Baan,J.),特鐘(Jong,T.)，皮科克霍夫(Kerkhof，P.)，瑞.摩尼(Moene，R.),艾.范代克(vanDijk,A.),伊范得威爾德(vanderVelde,E.),和杰*庫帕斯(Koops,J.);用阻抗導(dǎo)管獲得的來自心室內(nèi)徑的持續(xù)心搏量和心輸出量(Omf!'"MOMcflf/^").心血管研究(CardiovascularResearch),第15巻，第328-334頁，1981。2.杰，班(J.Baan),伊'范得威爾德(E.vanderVelde)，赫'德布魯因(H.deBruin),格，思梅恩克(G.Smeenk)，杰'庫帕斯(J.Koops)，艾'范代克(A.vanDijk)，德'泰默爾曼(D.Temmerman)，杰森丹(J.Senden)，和本布宜斯(B.Buis);通過電導(dǎo)導(dǎo)管連續(xù)觀lj量動(dòng)物和人類的左心室容量(Co"f!'wwowsmefl5^reme^/e/itve"r,/c"/"rvoZ畫eam'ma/s訓(xùn)dZi,cmscowdwc論cecaf/iefer).循環(huán)(Circulation)，第70巻,第5期，第812-823頁，1984。3.德'伯克霍夫(BurkhoffD.)，伊'范得威爾德(VanderVeldeE.),德'凱絲(KassD.)，杰班(BaanJ.),蒙烏蘭(MaughanWL.)，科佐川(SagawaK.)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心臟除顫器(AICD)的起搏器，其包含適合插入右心室(RV)尖部的具有四個(gè)跨越RV長度的電極的RV導(dǎo)線，所述四個(gè)電極中的至少一個(gè)置于所述患者的右心房或引入右心的靜脈中；電壓發(fā)生器，其向所述電極產(chǎn)生電壓信號(hào)并感測RV中的瞬時(shí)電壓并判定實(shí)分量和虛分量以除去隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量；連接于所述電壓發(fā)生器的電池；連接于所述電池的除顫器；和用于使RV和LV心室收縮再同步的雙心室起搏器。21.—種測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的方法，其包含以下步驟將至少兩個(gè)跨越左心室的電極縫于所述心臟中；和將向所述兩個(gè)電極產(chǎn)生電壓并感測來自所述兩個(gè)電極的所得電壓的電壓發(fā)生器插入所述患者體內(nèi)。22.根據(jù)權(quán)利要求21所述的方法，其包括用與電壓調(diào)節(jié)器的處理器相連的壓力感測器測量心腔的瞬時(shí)壓力的步驟。23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其包括為電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管產(chǎn)生多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其中所述產(chǎn)生步驟包括產(chǎn)生單頻率的單波形的步驟。根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其中所述產(chǎn)生步驟包括同時(shí)產(chǎn)生所述多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟，且包括所述處理器分離所述處理器從所述電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管接收的所述多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。根據(jù)權(quán)利要求25所述的方法，其中所述產(chǎn)生步驟包括用所述處理器同時(shí)產(chǎn)生所述多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。27.根據(jù)權(quán)利要求26所述的方法，其中所述測定步驟包括根據(jù)下式應(yīng)用非線性關(guān)系的步驟24.25.26.27.其中G是測得的電導(dǎo)(S)，所述計(jì)算已校正為于體溫下全血的電導(dǎo)率(0.928S/m)，且2057是比色杯充滿大量全血時(shí)以計(jì)的漸近電導(dǎo)。28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的方法，其中所述測定步驟包括根據(jù)下式確定瞬時(shí)容量的步<formula>formulaseeoriginaldocumentpage2</formula>其中風(fēng)0)=場幾何校準(zhǔn)函數(shù)(無因次)，Y(t)二測得的復(fù)合導(dǎo)納，且Yp:由心肌控制的并聯(lián)漏泄導(dǎo)納。29.根據(jù)權(quán)利要求28所述的方法，其中所述測量瞬時(shí)壓力的步驟包括用所述壓力傳感器測量瞬時(shí)壓力的步驟，其中所述壓力傳感器與所述電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管接觸以測量所述腔中的心室壓力。30.根據(jù)權(quán)利要求29所述的方法，其中所述測量步驟包括用所述電導(dǎo)導(dǎo)管上的多個(gè)電極測量心腔的至少一個(gè)節(jié)段容量的步驟。31.根據(jù)權(quán)利要求30所述的方法，其中所述測量步驟包括從所述處理器向所述多個(gè)電極的外電極施加電流、及用所述多個(gè)電極的中間電極測量來自心臟的瞬時(shí)電壓信號(hào)的步驟。32.根據(jù)權(quán)利要求31所述的方法，其中所述測量瞬時(shí)壓力的步驟包括用安置在所述中間電極與所述外電極之間的所述壓力感測器測量瞬時(shí)壓力的步驟。33.根據(jù)權(quán)利要求32所述的方法，其中所述用所述處理器的產(chǎn)生步驟包括用計(jì)算機(jī)的信號(hào)合成器產(chǎn)生單頻率的單波形的步驟。34.根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，其中所述用所述處理器的產(chǎn)生步驟包括用計(jì)算機(jī)的信號(hào)合成器產(chǎn)生所述多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟，且所述處理器分離步驟包括用所述計(jì)算機(jī)的數(shù)據(jù)采集機(jī)構(gòu)接收和分離所述多個(gè)所需頻率的所需波形的步驟。35.根據(jù)權(quán)利要求34所述的方法，其包括用所述計(jì)算機(jī)將電導(dǎo)(導(dǎo)納)轉(zhuǎn)換為容量的步驟。36.根據(jù)權(quán)利要求35所述的方法，其包括用所述計(jì)算機(jī)產(chǎn)生具有單頻率的波形的驅(qū)動(dòng)信號(hào)以驅(qū)動(dòng)所述電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管的步驟。37.根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其包括用所述計(jì)算機(jī)產(chǎn)生具有所述多個(gè)所需頻率的所需波形的驅(qū)動(dòng)信號(hào)以驅(qū)動(dòng)所述電導(dǎo)(導(dǎo)納)導(dǎo)管的步驟。38.根據(jù)權(quán)利要求37所述的方法，其中所述測定步驟包括根據(jù)下式確定瞬時(shí)容量的步驟卿)=/L2gA(f)exp["(&(0)2]，其中VbZ(O是瞬時(shí)容量，"是血液電阻率，L是感測電極之間的距離，^(f)是瞬時(shí)血液電導(dǎo)，且y是經(jīng)驗(yàn)校準(zhǔn)因子。39.根據(jù)權(quán)利要求20所述的起搏器，其包括具有4個(gè)電極的表面心外膜導(dǎo)管。40.—種輔助患者心臟的方法，其包含以下步驟將起搏器的具有四個(gè)跨越RV長度的電極的RV導(dǎo)線插入RV尖部；從電壓發(fā)生器向所述電極產(chǎn)生電壓信號(hào)；和用所述電壓發(fā)生器感測RV中的瞬時(shí)電壓以判定電壓的實(shí)分量和虛分量以除去隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量。全文摘要本發(fā)明提供一種測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的裝置，其包括至少兩個(gè)跨越左心室(LV)的適合縫于心臟中的電極。所述裝置包括適合插入所述患者體內(nèi)的電壓發(fā)生器，其向所述兩個(gè)電極產(chǎn)生電壓并感測來自所述兩個(gè)電極的所得電壓。還提供一種測定患者心臟的心臟移植排斥反應(yīng)的方法。還提供一種用于患者的起搏器(包括雙心室起搏和植入式自動(dòng)心臟除顫器(AICD))。所述起搏器包括適合插入RV尖部的具有四個(gè)電極的右心室(RV)導(dǎo)線。所述起搏器包括電壓發(fā)生器，其向所述電極產(chǎn)生電壓信號(hào)并感測沿RV長度的瞬時(shí)電壓并判定實(shí)分量和虛分量以除去隔膜和RV游離壁的心肌分量以測定RV絕對(duì)血容量。文檔編號(hào)A61N1/00GK101495174SQ200680048355公開日2009年7月29日申請日期2006年12月14日優(yōu)先權(quán)日2005年12月22日發(fā)明者喬納森·W·瓦爾瓦諾,約翰·A·皮爾斯,馬克·D·費(fèi)爾德曼申請人:德州系統(tǒng)大學(xué)董事會(huì)