Sách:Điện từ sinh học/Phép đo biến đổi thể tích dựa trên trở kháng

Từ VLOS
Bước tới: chuyển hướng, tìm kiếm


25.1 Mở đầu

Xác định biến đổi thể tích bằng cách đo trở kháng là một phương pháp xác định thay đổi số lượng tế bào trong cơ thể, dựa trên các phép đo trở kháng điện ở bề mặt cơ thể. Chương này trình bày cơ sở điện sinh học của phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng với nhấn mạnh vào việc sơ đồ trở kháng của tim - có nghĩa là, xác định thể tích tâm thu của tim. Các ấn phẩm đầu tiên liên quan đến phương pháp này xuất hiện ở thập niên 1930 và 1940 (Atzler và Lehmann, 1931; Rosa, 1940; Holzer, Polzer, và Marko, 1946; Nyboer et al., 1940; Nyboer, Bango, và Nims, 1943; Nyboer , 1950). Các phương pháp tiếp cận lâm sàng có giá trị khoảng 20 năm trước đây, dựa vào các nghiên cứu về công việc của Kinnen, Kubicek, et al. (Kinnen et al., 1964, a, b, c; Kubicek et al., 1966; Kubicek, Patterson, và Witsoe, 1970). Một phương pháp có liên quan, bộ rheography, để đo lường kết quả tim đã được phát triển bởi Ticenko và coworkers (1973).

Phương pháp này đã có, tuy nhiên, khó được sử dụng bên ngoài Liên Xô.

Xác định thể tích tâm thu một cách chính xác, dễ dàng áp dụng, không can thiệp sâu vào bên trong là phương pháp là cần thiết. Điện tâm đồ trở kháng tim rất dễ dàng để áp dụng, không can thiệp sâu vào tim, rẻ tiền, tuy nhiên, nó có hạn chế lớn về phương pháp luận, mà sẽ được thảo luận dưới đây. Chúng tôi cũng cung cấp cho bạn đọc một cái nhìn khái quát về các ứng dụng khác của phương pháp Xác định thể tích bằng cách đo trở kháng.

Phương pháp ứng dụng từ tính tương ứng với điện kháng được gọi là magnetic susceptibility plethysmography. Phương pháp này có thể được sử dụng để giám sát khối lượng máu thay đổi trong ngực. Hầu hết các mô sống là nghịch từ do nước trong chúng tạo nên. Nếu một từ trường mạnh tác động lên khu vực ngực, cổ, các chuyển động của tim, máu, và ngực trong chu kỳ đập của tim cũng biến đổi do dòng từ tuôn ra. Vì vậy, có thể theo dõi giám sát các biến này với một SQUID magnetometer trong chu kỳ tim (Wikswo, 1975; Maniewski et al., 1988). Hiện nay, magnetic susceptibility plethysmography không có ứng dụng lâm sàng do đó, hình thức này không được thảo luận chi tiết trong cuốn sách này.

25.2 Cơ sở điện sinh học của phương pháp xác định thể tích bàng cách đo trở kháng

25.2.1 Mối quan hệ giữa nguyên tắc đo trở kháng và đo lường tín hiệu điện sinh học

Như thảo luận trong Chương 1 và minh hoạ trong Hình 1.2, đo lường trở kháng của mô là kết nối chặt chẽ với các phần khác của cuốn sách này. Đó là bởi vì những thuộc tính rất nhạy của đo lường trở kháng có thể được hỗ trợ của các học thuyết mới . Thông qua phương pháp tiếp cận của các học thuyết mới chúng tôi có thể kết luận rằng bất kỳ thay đổi nào trong suất dẫn của một vùng làm thay đổi tín hiệu trở kháng tỷ lệ với số lượng hiện nay chảy trong khu vực. (Để được chính xác, một thay đổi trong suất dẫn làm thay đổi thuộc tính của các giới thiệu trong hiện tại cũng như khối lượng chất dẫn. Đây là, tất nhiên, cũng đúng ở bất kỳ lĩnh vực phân tích dẫn đầu trong các phép đo điện sinh học và nguồn điện sinh học.)

Otto H. Schmitt lần đầu tiên được đề xuất rằng các khái niệm về lĩnh vực dẫn đầu có thể được sử dụng trong kết nối với phương pháp xác định sự thay đổi thể tích bằng đo điện kháng. David Geselowitz (1971) dùng toán học chứng minh trong mối quan hệ giữa sự thay đổi kết quả đo đo trở kháng và những thay đổi suất dẫn trong một thể tích vật dẫnr. John Lehr (1972) sau đó trình bày một bằng chứng về mối quan hệ này. Trong phần sau đây chúng tôi sẽ cho kết quả của Geselowitz bằng cách sử dụng những thuật ngữ và ký kết quy ước của sách này. (Lưu ý rằng Geselowitz (1971) được xác định các lĩnh vực như dẫn điện cho mỗi lĩnh vực reciprocal hiện tại và chúng tôi xác định các lĩnh vực như hiện nay cho mỗi đơn vị reciprocal hiện tại. Đây là, tất nhiên, liên quan trực tiếp tới định luật Ohm.)

CT25.1.JPG
(25.1)

Trong đó ΔZ = thay đổi trở kháng [Ω/m³]

t0, t1 = thời gian tức thời.
Δσ = thay đổi suất dẫn giữa 2 thời điểm [S/m = 1/Ω•m]
LE = lead field của các điện cực đo với đơn vị dòng tương tác nghịch [1/m2]
LI = lead field của dòng cáp cho các điện cực với đơn vị thuận [1/m2]
v = thể tích [m3]

Trong công thức 25.1, khu vực v bao gồm một thể tich vật dẫn không thuần nhất có suất dẫn (như là một hàm vị trí) tại thời điểm t0 là σ (t0). Tại t1, đã được thay đổi đến σ (t1), và đó là sự thay đổi này (t1) - (t0) = Δσ đại diện cho sự thay đổi trở kháng ΔZ. Do đó, công thức 25.1 mô tả cách thức những thay đổi suất dẫn của vật dẫn chuyển đổi thành các thay đổi của trở kháng đánh giá bằng một phép đo điện áp (ở cặp điện cực) chia bởi dòng tải (dòng giữa cặp điện cực). Lưu ý rằng trong công thức 25.1 có 4 điện cực.

Một trường hợp đặc biệt trong công thức 25.1 khi σ (t1) = εσ (t0), nơi ε là rất nhỏ:

CT25.2.JPG
(25.2)

Nơi tất cả các biến được đánh giá tại t0 . Công thức 25.2 mô tả một cách vĩ mô điện trở suất Z (trở kháng cho mỗi đơn vị khối lượng) bắt nguồn từ các thuộc tính không gian của điện trở suất σ, tác động bởi dấu chấm sản phẩm của lead field của dòng và điện áp điện cực. Lưu ý việc tương tự giữa công thức 25.2 và hàm cơ bản của học thuyết lead field , hàm 11. 30 (hoặc 11.52), trong đó mô tả các tín hiệu điện tử dẫn đầu trong các sản phẩm của một khối lượng mã nguồn hình thành của một thuộc tính của dòng i. Trong những hàm trên biến tương ứng là các tín hiệu đo: VLE và Z ( điện áp đo được cho mỗi ứng dụng hiện nay), sự nhạy cảm của bản phân phối: LE trong cả hai người trong số họ, cũng như các thuộc tính nguồn i và LI.

Nếu giới thiệu hiện nay được thực hiện với cùng một điện cực khi thực hiện đo điện áp ứng với phân phối, có nghĩa là LE tương tự như các thuộc tính của dòng tải áp dụng LI. Kỹ thuật này được, tuy nhiên, hiếm khi được sử dụng bởi vì các giả tưởng gây bởi các điện cực trở kháng. Nếu dòng cấp cho điệ cực khác với điện áp đo được trên điện cực, các cảm ứng với phân phối là dấu chấm của các sản phẩm lead field điện áp điện cực LE và dòng điện cực LI. Vì vậy, trước bất kỳ cuộc thảo luận trong cuốn sách này trên điện, từ lead field trong lĩnh vực chung (Chương 11 và 12), trong phần đầu (Chương 13 và 14) hoặc trong Thorax (Chương 15 ... 18 và 20) có thể được sẵn sàng áp dụng cho impedance plethysmography. Cũng như trong nghiên cứu điện tim đồ, ai cũng có thể thiết kế các hệ thống điện cho đo trở kháng đặc biệt để đo vào các khu vực (các động mãh chủ, tâm thất, vv). Thậm chí có thể có một trong những tình huống mà các dấu chấm là (-) ở một vùng như vậy là nếu suất dẫn tăng trong khu vực, các trở kháng Z cũng sẽ tăng. Một số ví dụ có thể được tìm thấy trong Plonsey và Collin (1977) và Penney (1986).

Trong khi công thức 25.1 phù hợp với lý thuyết là một cơ sở cho phương pháp đo thể tích bằng cách đo trở kháng, chúng tôi vẫn còn lại với sự không chắc chắn sự biến đổi cua tim và thân người hay chu kỳ biến đổi cấu trúc thân người, suất dẫn chức năng của chu kỳ tim. Ngoài ra nghiên cứu là cần thiết để phát triển một mô hình lưu thông vật lý đầy đủ. Lưu ý, tuy nhiên, công thức 25.1 có thể được thêm sẵn sàng áp dụng trong một khung thời gian lâu hơn (t1 - t0) đến, nói rằng sự tăng trưởng, bản địa hoá của một khối u trong ngực (các khu vực khác còn lại tương tự như vậy).

25.2.2 Trở kháng của mô

Phần lớn phép đo thể tích dùng trở kháng trên cơ thể con người ( Và tạo ảnh trong môn chụp cắt lớp trở kháng) là đo trở kháng mô. (Trở kháng của những mô khác nhau được đề cập trong mục ( 7.4.) Từ Bảng 7.3 nó có thể được nhìn thấy rằng điện trở suất của những cơ quan (organ) thân thể thay đổi khoảng 100 nhóm từ khoảng 1.6 Ωm trong máu tới khoảng 170 Ωm với xương. Bên trong những mô mềm tính biến thiên là khoảng 10 nhóm, với khoảng 20 Ωm trong phổi và mỡ.

Trong đo lường điện sinh học nguồn phản ứng các thành phần của trở kháng mô không phải là điều quan trọng bởi vì tần số là khoảng dưới 1 kHz. Thực ra, trong Phần 7.2.4 nó được hiển thị có thể được bỏ qua với các Assumption của quasistationarity. Trong phương pháp xác định thể tích bằng đo trở kháng (và trong tái tạo ảnh), tần số phụ thuộc của điện trở suất mô là một yếu tố này có thể được sử dụng để tăng khả năng lọc của hệ thống. Vì trở kháng của các mô khác nhau có các thành phần véc tơ khác nhau, các trở kháng có thể đo được với dòng điện ở tần số khác nhau (Lozano, Rosell, và Pallás-Areny, 1990). Các tần số có thể được lựa chọn vì thế các phần riêng biệt của các mô đã biết là tối đa. Thích hợp với các bộ lọc đo lường có thể được thực hiện đồng thời với tần số khác nhau để tiết kiệm thời gian đo lường.

Một phương pháp hữu ích để minh họa hoạt động của trở kháng mô như một hàm của tần số là biểu đồ Cole-Cole (Cole-Cole 1941). Trong sự biểu diễn này, thành phần thực R được phác họa ngược lại thành phần ảo X trong trở kháng loạt phức tạp ( R+ JX) với tần số như một tham số. Hình 25.1B cho thấy biểu đồ Cole-Cole của ba- phần tử trở kháng với một hằng số thời gian đơn, giống như thể hiện trên hình 25.1A. Biểu đồ Cole-Cole tuân theo phương trình sau đây

CT25.3.JPG
(25.3)

Trong đó Zf = trở kháng( hàm của tần số f )

R0 = điện trở tại f = 0
R = điện trở tại f =
τ = hằng số thời gian (R2C)

Biểu đồ Cole-Cole là một hình bán nguyệt với bán kính ( R o- R)/ 2 mà chặn đứng trục thực tại R 0 và R , một kết luận mà có thể kiểm định lại bằng cách chú ý đếni phần thực (Re) và phần ảo (Im) của phương trình 25.3 thỏa mãn

CT25.4.JPG
(25.4)

Vế phải của phương trình 25.4 là một nơi mà một trong những phương trình để nhận biết được rằng trong một vòng tròn có tâm là tại Im = 0, Re = (R 0 - R )/2 với một bán kính (R 0 - R )/2, như đã nêu. Trong ba phần tử mạch của hình 25.1A, R0 = R1 + R2, R = R 1 , and τ = R2C..

Trong thực tế, tâm của hình bán nguyệt không phải nhât thiết trên trục thực, nhưng được định vị ở dưới nó. Phương trình đại diện cho những phép đo thực hành có thể mô tả bởi phương trình 25.5 (Schwan, 1957):

CT25.5.JPG
(25.5)

Trong biểu đồ Cole-Cole tương ứng, thể hiện trên hình 25.1C, góc lệch φ = (1 - α)π/2. Hình 25.2 cho thấy sự nén xuống của hình bán nguyệt trong những biểu đồ Cole-Cole cho những trở kháng ngang và dọc của cơ vân đã được đo bởi Epstein và Foster (1983).

Phản ứng máu con người đã được nghiên cứu, ví dụ, bởi Tanaka v.v.... (1970) và Zhao (1992). Các phần phản ứng của trở kháng mô có vẻ có một vai trò quan trọng trong phép ghi thể tích dùng trở kháng, như sẽ được bàn luận sau đó trong Chương này liên quan đến việc xác định thành phần cơ thể…

Fig25.1.JPG

Hình. 25.1 (A) Ba phần tử của trở kháng mô biểu diễn với hằng số thời gian đơn.

(B) Biểu đồ Cole-Cole của trở kháng với hằng số thời gian đơn..
(C) Biểu đồ Cole-Cole bị nén thấp xuống.
Fig25.2.JPG

Hình 25.2 Biểu đồ Cole-Colo

(A) Trục ngang và
(B) trục dọc trở kháng của cơ . (Vẽ lại từ đồ thị của Epstein và Foster, 1983.)

25.3. Trở kháng tâm đồ

25.3.1 Đo trở kháng của ngực

Đo trở kháng ngực được thực hiện bằng cách đưa dòng điện với tần số trong khoảng 20-100 kHz vào độ dẫn khối và đo lường điện áp tương ứng. Tỷ lệ điện áp trên dòng điện cho ta trở kháng Z. Thường thì giá trị một chiều bị loại bỏ và chỉ có biến thiên trở kháng ∆Z được kiểm tra xa hơn. Để loại bỏ tác động của điện cực, từng cặp điện cực riêng biết để đưa dòng điện vào và để đo điện áp thường được sử dụng, cặp điện cực bên ngoài được sử dụng để đưa dòng điện vào và điện áp được đo qua cặp điện cực bên trong (mặc dù, trên thực tế, bắt cứ cặp điện cực nào cũng có thể được chọn để đưa dòng điện vào hay đo điện áp).

Trở kháng của ngực được đo theo chiều dọc bởi bốn điện cực dải, thể hiện ở hình 25.3. Trong sự sắp xếp vật lý của các cặp điện cực bên ngoài, một điện cực được đặt xung quanh bụng và một điện cực khác được đặt xung quanh phần cao hơn cổ. Đối với cặp điện cực bên trong, một điện cực được đặt xung quanh ngực tại mức là chỗ nối giữa mũi ức và xương ức, được gọi là mối nối mũi ức, và một điện cực khác đặt xung quanh phần thấp hơn của cổ. Trong các nghiên cứu gần đây của trở kháng tâm đồ, điện cực dải thường được thay thế bởi điện cực ECG bình thường.

Hình 25.4 giới thiệu một đồ thị trở kháng ngực điển hình (Z), vi phân thời gian đầu của nó (dZ/dt) và điện tim đồ đồng thời (ECG) và tâm âm ký (PCG). Đồ thị trở kháng thường được hiển thị và nếu trở kháng giảm sẽ dẫn đến sự tăng biên độ theo trục y. Điều này mô tả sự thay đổi độ dẫn nạp, ví dụ giảm trở kháng có thể phát sinh từ việc tăng lượng máu trở kháng thấp bên trong ngực. Chiều phân cực của đồ thị vi phân đầu tiên là phù hợp với đồ thi trở kháng.

Fig25.3.JPG

Hình. 25.3 Vị trí đặt điện cực khi đo trở kháng phần ngực.

Fig25.4.JPG

Hình. 25.4 Đồ thị trở kháng ngực

25.3.2 Mô hình đơn giản của trở kháng ngực

Trong một mô hình rất đơn giản, trở kháng ngực có thể được xem xét để chia làm hai phần : trở kháng cảu cả mô và chất lỏng, như minh họa ở hình 25.5. Nếu bệnh nhân không thở, mọi thành phần tạo nên trở kháng ngực là không đổi, ngoại trừ lượng và sự phân bố của máu. Lượng máu trong ngực thay đổi như một hàm của chu kì tim. Trong suốt quá trình tâm thu, tâm thất phải đẩy một lượng máu tới phổi là bằng với thể tích nhịp đập. Cùng thời gian đó máu chảy từ phổi về tâm nhĩ trái. Tác động của sự thay đổi phân bố của máu trong ngực như là một hàm cảu chu kì tim có thể được xác định bằng cách đo sự thay đổi trở kháng của ngực. Vấn đề là để xác định thể tích nhịp tim như là một hàm của sự thay đổi trở kháng vùng ngực.

Fig25.5.JPG

Hình 25.5 Mô hình hình trụ đơn giản của ngực trung bình bao gồm ngăn máu và mô để xác định trở kháng thân thực.

25.3.3 Xác định sự thay đổi của thể tích máu trong ngực

Để liên hệ thay đổi thể tích máu với sự thay đổi trở kháng, chúng ta sử dụng mô hình đơn giản của ngực, mô tả ở hình 25.5. Chúng tôi thiết kế một phần cắt ngang qua máu và mô và trở kháng của chúng theo chiều dọc bởi Ab, At, Zb và Zt, tương ứng. Tổng trở kháng theo chiều dọc cảu mô hình là:

CT25.6.JPG
(25.6)


Ở đó Z = trở kháng theo chiều dọc của mô hình

Zb = trở kháng của thể tích máu
Zt = trở kháng của thể tích mô.

Mối quan hệ giữa sự thay đổi trở kháng của ngực và sự thay đổi trở kháng của thể tích máu được tìm thấy bởi phương trình vi phân 25.6 chú ý tới Zb:

CT25.7.JPG
(25.7)

Trở kháng của thể tích máu với suất điện trở máu ρb dựa trên dạng hình trụ của hình 25.5 là

CT25.8.JPG
(25.8)

Trong đó ρb = suất điện trở của máu

Ab = Mặt cắt ngangcủa vùng máu
l = chiều dài của mẫu ngực

Mối quan hệ giữa sự thay đổi của thể tích máu νb và trở kháng thể tích máu được tìm thấy bằng cách giải phương trình 25.8 cho thể tích máu và lấy vi phân

CT25.9.JPG
(25.9)

Trong đó vb = Thể tích máu

Cuối cùng chúng ta xuất phát từ phụ thuộc của sự thay đổi của thể tích máu vào sự thay đổi của thể tích ngực bằng cách giải tìm dZb trong phương trình 25.7và trừ nó cho phương trình 25.9:

CT25.10.JPG
(25.10)

25.3.4 Xác định thể tích nhịp

Khi đã xác định thể tích nhịp từ thay đổi thể tích ngực, Kubicek và bạn đồng nghiệp (1966) đặt một số giả định liên quan đến mối quan hệ giữa thể tích nhịp và sự thay đổi thực của thể tích máu lồng ngực như đã đánh giá trong phương trình 25.10. Những giả định này đơn giản hơn và có thể không thực tế.

Như đã đề cập trước đó, trong suốt quá trình tâm thu, tâm thất phải đẩy một thể tích máu tới phổi. Sau đó, máu chảy từ phổi tới tâm nhĩ trái. Thể tích nhịp vì vậy có thể được xác định từ đồ thị trở kháng bằng cánh ngoại suy trở kháng (∆Z), mà sẽ cho kết quả nếu không có máu chảy ra ngoài phổi trong suốt quá trình tâm thu. (Được thừa nhận cơ bản là ∆Z được xác định chủ yếu từ sự thay đổi của độ dẫn phổi).

Trong phép ngoại suy này, nó được giả định rằng nếu không có máu chảy ra ngoài lồng ngực trong suốt quá trình tâm thu, trở kháng ngực sẽ liên tục giảm trong suốt quá rtinhf tâm thu tại một tỷ lệ cân bằng với tỷ lệ giảm Z cực đại. Vì vậy, ∆Z có thể xấp xỉ hình học bằng cách vẽ một đường tiếp tuyến tới đồ thị trở kháng tại điểm mà tỷ lệ giảm của nó cực đại, như được minh họa ở hình 25.6. Sau đó sự khác nhau giữa giá trị trở kháng của đường tiếp tuyến tại thời điểm ban đầu và tại cuối của thời gian tống máu là ∆Z.

Giá trị của ∆Z có thể dễ dàng xác định với sự giúp đỡ của đường vi phân đầu tiên của tín hiệu trở kháng ngực. Dựa vào định nghĩa của vi phân:

CT25.11.JPG
(25.11)

Thừa nhận rằng ∆t bằng với thời gian tống máu te, ∆Z có thể xác định từ phương trình:

CT25.12.JPG
(25.12)

Với sự thừa nhận trên, sự thay đổi trở kháng ∆Z có thể được xác định bằng cách nhân thời gian tống máu với giá trị nhỏ nhất của đồ thị vi phân trở kháng đầu tiên (đó là, biên độ dốc cực đại; người đọc có thể nhớ rằng độ dốc là âm)

Cuối cùng, công thức để tính thể tích nhịp thu được bở trừ phương trình 25.12 cho phương trình 25.10, ta được:

CT25.13.JPG
(25.13)

Trong đó SV = thể tích nhịp [ml]

ρb = trở suất của máu [Ω•cm]
l = khoảng cách trung bình giữa các điện cực bên trong [cm]
Z = trở kháng trung bình của ngực [Ω]
[dZ/dt]min= giá trị tuyệt đối của độ lệch cực đại của tín hiệu vi phân đầu tiên trong suốt quá trình tâm thu [Ω/s]
te = thời gian tống máu [s]

Thời gian tống máu có thể được xác định từ đồ thị trở kháng vi phân đầu tiên với sự giúp đỡ của tâm âm kí hoặc nhịp động mạch cảnh. Sau đó, đồ thị trở kháng được sử dụng cho chức năng điều khiển (ví dụ kiểm tra nhịp thở).

Điện trở suất của máu khoảng 160 Ωcm. Giá trị của nó phụ thuộc vào tỷ lệ thể tích huyết cầu, như đã được mô tả ở phần 7.4.

Fig25.6.JPG

Hình 25.6 Xác định sự thay đổi trở kháng tương ứng với thể tích nhịp.

25.3.5 Thảo luận về phương pháp tính thể tích nhịp

Phương pháp được mô tả ở trên, được phát triển bởi Kinnen và Kubisek. Nó được sử dụng rộng rãi để ước lượng thể tích nhịp từ bản ghi trở kháng. Chúng tôi thảo luận sau đó nỗ lực để xác định nguồn hoặc các nguồn của sự thay đổi đo được. Nó sẽ được thấy rằng sự thay đổi bao hàm trong thể tích máu ở tĩnh mạch chủ, tâm nhĩ, tâm thất, động mạch chủ, hệ thống cơ ngực, và phổi. Rõ ràng, mô hình hai ngăn ở trên là sự đơn giản hóa tổng thể. Hơn nữa, giả định dạng hình trụ cũng là sự xấp xỉ rất đơn giản. Và, cuối cùng, sự thay đổi độ dẫn của máu với sự thay đổi cảu vận tốc sẽ hoàn toàn bị bỏ đi trong mô hình này.

25.4 Nguồn gốc tín hiệu trở kháng trong điện tâm đồ

25.4.1 Các mô hình nghiên cứu

Kinnen v.v.... (1964C) xây dựng một mô hình ngực hình ống để điều tra nguồn gốc (của) tín hiệu trở kháng ( Hình 25.7). Hình trụ bên trong đại diện cho thể tích máu (của) tim và hệ thống động-tĩnh mạch sơ cấp của ngực. Môi trường bên ngoài hình trụ bên trong đại diện cho phổi.

Trong mô hình này, tính toán cho vùng bên trong hình trụ là 495 Ω và khoảng giữa là 32 Ω . Những giá trị này chỉ báo rằng hầu hết dòng điện xuyên qua mô hình phổi (của) vì vậy nguồn gốc (của) tín hiệu trở kháng chủ yếu là tâm thất phải.

Đây là những sự quan sát phù hợp với trong những bệnh nhân với những khuyết tật vách tim ( Lababidi v.v...., 1971). Trong những bệnh nhân này hiệu suất của tim, được đo bởi phép ghi thể tích dùng trở kháng, tương quan tốt với luồng máu trong tuần hoàn phổi.

Sakamoto v.v.... (1979) xây dựng một mô hình mà trong đó những sự thay đổi trong khoang tĩnh mạch, tim, những phổi, động mạch chủ, và thân trên được xem xét ( Hình 25.8). Mô hình cho phép kiểm tra hiệu ứng thay đổi độ dẫn của những cấu trúc thành phần với trở kháng chính xác. Diểm yếu trong khi thực hiện việc này là không biết rằng những sự thay đổi định lượng nào trong tính dẫn được mang lại như một kết quả thực tế hay mô phỏng sự tuần hoàn máu.

Sakamoto et al. (1979) also did studies with dogs and humans where they measured the isopotential lines on the surface of the thorax

Sakamoto et al. (1979) cũng đã nghiên cứu trên loài chó và con người nơi họ đo các đường đẳng thế trên bề mặt ngực.

Fig25.7.JPG

Hình. 25.7 Mô hình ngực của Kinnen.

Fig25.8.JPG

Hình. 25.8 Mô hình ngực của Sakamoto et al.(1979).

25.4.2 Nghiên cứu trên người và động vật

So với các mô hình nghiên cứu, một số thí nghiệm thực hành thực hiện trên động vật cho kết quả khác nhau liên quan đến nguồn gốc của các tín hiệu. Baker, Hill, (1974) tán thành một thí nghiệm trên bắp chân trong đó tim đã được thay thế bởi một bộ phận giả quyền phải và trái.

Trong các thí nghiệm này tâm thất kích thích đồng thời hoặc riêng rẽ. Những đóng góp của bên trái tâm thất vào trở kháng cuả tín hiệu là 62% tổng số tín hiệu trong khi đó từ bên phải tâm thất là 38%.

Witsoe và Kottke (1967) đã thử nghiệm trên loài chó, thí nghiệm lấp bít tĩnh mạch bởi một quả bóng . Trong những sự thí nghiệm này nguồn gốc của tín hiệu trở kháng được tìm thấy bởi thất trái. (tương tự trong cơ thể con người) .Khi ghi thể tích dùng trở kháng trên những bệnh nhân đột quỵ với sự thiếu hụt van động mạch chủ đưa cho những giá trị rất cao.

Penney (1986) đã tổng kết một số sự nghiên cứu và đánh giá, trên cơ sở (của) những sự quan sát này, những đóng góp tới tín hiệu trở kháng minh họa trong bảng 25.1

Bảng 25.1. Nguồn gốc tín hiệu trở kháng trong điện kháng đồ

________________________________________

Contributing organ Contribution(Đóng góp)

________________________________________

Tĩnh mạch chủ và tâm nhĩ phải +20%

Tâm thất phải -30%

Động mạch phổi và phổi +60%

Tĩnh mạch phổi và tâm nhĩ trái +20%

Left ventricle -30%

Động mạch chủ và cơ ngực +60%

________________________________________

Source: Penney (1986)


Mohapatra (1981) phê bình một số giả thuyết liên quan nguồn gốc tín hiệu trở kháng tim. Ông ta chỉ kết luận rằng đó là động lực học tim. Hơn nữa, tín hiệu phản chiếu cả hai một sự thay đổi trong vận tốc máu cũng như thay đổi trong thể tích máu.

Việc thay đổi tốc độ của sự đẩy ra có hiệu quả sơ cấp trên hành vi tâm thu ΔZ trong khi việc thay đổi thể tích (chủ yếu của tâm nhĩ và những tĩnh mạch lớn) ảnh hưởng đến phần bệnh trương tim với đường cong trở kháng. Thực tế ngoài đặc tính yếu nhất của phép ghi thể tích dùng trở kháng là nguồn đó của tín hiệu không phải được biết chính xác. Những thảo luận , bổ sung được có thể tìm thấy ở Mohapatra (1988).

25.4.3 Xác định những khoảng thời gian tâm thu từ tín hiệu trở kháng

Lababidi v.v.... (1970) tính toán cẩn thận thời gian của mỗi dấu tín hiệu trong đường cong trở kháng tín hiệu trở kháng ngực và gán chúng tới những biến cố chắc chắn trong chu trình tim. Theo sự nghiên cứu của họ, mối quan hệ như được cho thấy trong Bảng 25.2 (xem thêm Hình 25.3)

Bảng 25.2. Mức thời gian khác nhau trong đường cong trở kháng tín hiệu trở kháng trong điện tâm đồ

________________________________________

Trong chu kỳ tim Mức

________________________________________

Tâm nhĩ co A

Van ba lá đóng B

Van động mạch chủ đóng X

Van động mạch phổi đóng Y

Mở van 2 lá O

Nhịp T3 nghe rõ. Z

________________________________________

Source: Lababidi et al., (1970)


Đường cong trở kháng dẫn xuất đầu tiên có thể được sử dụng với sự chính xác nào đó trong những sự kiện khác nhau tính toán thời gian trong chu kỳ đập tim. Thời kỳ máu bơm ra có thể được xác định khi thời gian dZ/ dt đường cong chéo qua vạch sau điểm B, và điểm X.

Tuy nhiên, khi xác định thời kỳ máu bơm ra từ vi phân dZ/dt đường cong dt phức tạp hơn. Như vậy biểu đồ tiếng tim trong việc xác định thời kỳ máu phụt phụ thuộc vào chất lượng và sự rõ ràng của vi phân dZ/dt đường cong .

25.4.4 Hiệu ứng của các điện cực

Trong phép biến đổi thể tích trở kháng ,dòng điện là một trường do dòng không đổi phát ra từ máy phát tới lồng ngực và điện áp phát sinh bởi dòng này được đo bởi cặp điện cực khác . Với việc thiết kế một máy phát dòng không đổi trong lồng ngực có thể duy trì chống lại sự thay đổi trở kháng da .Trở kháng trung bình của lồng ngực khoảng 20 Ω.Vậy trở kháng nguồn cho việc phát hiện rất thấp. Nếu như mạch đo điện áp được thiết kế có trở kháng vào cao,điện trở tiếp xúc có thể được bỏ qua.Thông thường cá thiết bị có trỏ kháng thường là 100 kΩ.

Hill, Jaensen, và Fling (1967) đã giới thiệu một ý kiến quan trọng liên quan đến tác động quả trở kháng với tín hiệu: họ cho rằng toàn bộ là tín hiệu là tín hiệu nhiễu. Dựa trên một số đối số trước và thử nghiệm liên quan đến nguồn gốc của các tín hiệu (Lababidi et al., 1971; Baker, Hill, và các màu, 1974) các yêu cầu có thể được bỏ qua.

Hiệu ứng của những sự thay đổi ở mức trung bình ngực trở kháng đã cũng được xem xét (Hill và Lowe 1973). Vị trí của một điện cực sau máy khử dung dưới mặt sau của một bệnh nhân nằm ngửa thay đổi trở kháng trung bình được ghi bởi dụng cụ bởi tới 20%, nhưng không có bất kỳ ảnh hưởng quan trọng nào trên giá trị thể tích tâm thu được xác định bởi dụng cụ, bởi vì một sự thay đổi trong ( DZ/ dt)min bù cho sự thay đổi Z

Diều này dễ dàng được nhận thấy bằng việc chú ý rằng thể tích tâm thu tỉ lệ với Z-2, trong khi mà dZ tỉ lệ thuận đối với Z2. Sự thuyên chuyển những điện cực máy dò tìm thay đổi trở kháng trung bình chính xác và tín hiệu dẫn xuất đầu tiên, nhưng hiệu ứng trên Tính toán thể tích tâm thu được bù bởi thay đổi giá trị khoảng cách trung bình các điện cực.

Đây cũng dễ dàng sử dụng lý thuyết trước đây. Cũng dễ dàng ghi nhớ vết tích những tín hiệu đó không thay đổi khi một một nửa của điện cực máy dò tìm thấp hơn được loại bỏ (Hill và Lowe 1973). Chú ý rằng điện cực được đặt ở trên một mặt đẳng thế, như vậy hỗ trợ sự giả thiết đối xứng hình ống.

25.4.5 Độ chính xác của phép đo tâm đồ trở kháng

Hiện nay, hơn một trăm công bố tồn tại trên sự ghi tâm đồ trở kháng. Lamberts, Visser, và Ziljstra (1984) đã viết bài tổng quan trên 76 nghiên cứu. Trong chương này chúng tôi bàn luận một số nghiên cứu tiêu biểu nơi sự chính xác của phép ghi tâm đồ trở kháng đã được ước lượng.

Chúng chia thành hai vấn đề chính. Trong vấn đề đầu tiên tỷ lệ thể tích huyết cầu trên điện trở suất máu được lờ đi và một giá trị bất biến được sử dụng trong những sự tính toán điện trở suất của máu, thông thường 150 Ωcm. Vấn đề thứ 2 , giá trị (của) điện trở riêng của máu được xác định cho mỗi đối tượng. Experiments Where the Blood Resistivity is Constant( Thí nghiệm với điện trở riêng của máu là hằng số).

CT25.14.JPG
(25.14)

Trong đó ΔZ = sự thay đổi trở kháng của ngực

Z = Giá trị trung bình trở kháng của ngực
vtx = Thể tích của vùng ngực giữa 2 điện cực

Họ sử dụng nguyên lý Fick như một sự tham khảo để ước lượng thể tích tâm thu. (Nguyên lý Fick xác định hiệu suất của tim từ việc tiêu thụ oxi .) Trong một nghiên cứu, sáu đề tài tại những mức bài tập khác nhau, tương quan giữa trở kháng và Fick hiệu suất của tim R = 0.962, với ước tính sai số hiệu dụng của 12% trong số trị bình quân hiệu suất của tim.

Harley và Greenfield (1968) thực hiện hai thí nghiệm với sự pha loãng thuốc nhuộm và kỹ thuật trở kháng đồng thời. Họ được đánh giá ΔZ từ bản thân đường cong trở kháng, thay vì việc sử dụng kỹ thuật dẫn xuất đầu tiên. Trong sự thí nghiệm đầu tiên, 13 người khoẻ mạnh được khảo sát trước khi và sau một truyền tĩnh mạch.

Hiệu suất của tim pha loãng chỉ báo loại phương tiện là 6.3 /phút trước đó 9.5 /phút sau khi truyền. Tỷ lệ hiệu suất của tim được đo với phép ghi thể tích dùng trở kháng và sự pha loãng tương ứng là 1.34 và 1.23. Sự khác nhau này ( P >.2) không quan trọng. Sự thí nghiệm thứ hai bao gồm 24 bệnh nhân với bệnh tim, bao gồm những sự thiếu hụt động mạch chủ và có vấn đề van 2 lá.

Những sự nghiên cứu bổ sung tương quan giữa những phương pháp trở kháng và kỹ thuật tham khảo hiệu suất của tim được tổng kết trong Penney (1986). Những kết quả nói chung tương tự như những được mô tả ở trên. Từ những sự nghiên cứu này một có thể kết luận rằng sự ghi tâm đồ trở kháng đáp ứng cho việc xác định hiệu suất của tim tương tương đối thông thường. Dưới những điều kiện sự giảm oxy-huyết, thuốc, vv… tương quan có thể trở ít đi.

Trong việc ước lượng một hệ số tương quan đặc biệt giữa trở kháng và những phương pháp tham khảo, Penney tự mình chỉ ra những phương pháp tham khảo đó không hoàn toàn chắc chắn

Ví dụ đánh giá hệ số tương quan r,như giũa Fick và dung dịch pha loãng .95 < r < .999. Fick với Cacbon dioxide trong hơi thở r = .94. Những thí nghiệm với từng giá trị điện trở suất

Lababidi et al. (1971) nghiên cứu 95 trẻ em với nhiều loại bệnh tim bẩm bằng cách sử dụng thuốc thử pha loãng và nguyên tác Fick như phương pháp tham khảo. Trong 20 chủ đề, ghép nối impedance-dye dilution đã có một giá trị tuyệt đối trung bình của sự khác biệt khác nhau, từ 6,6% -12% đến 13% với một tiêu chuẩn sai của 0,259 / phút / m². Ghép nối-impedance tim đã có một giá trị sản lượng tuyệt đối khác biệt của 3,1%, từ -15% đến 3,2% với một tiêu chuẩn sai của 0,192 / phút / m². F-kiểm tra thấy reproducibility của cả hai phương pháp để được tương tự: F = 1,82 và p> ,05. Đối với quyết tâm của 53 sequential impedance tim sản xuất và dye dilution, thì tuyệt đối có nghĩa là sự khác biệt là -1,8%, t = 1,19 và p & "62; ,05. Khi đã xác định, theo tuần tự, các mối quan hệ giữa Fick và dye dilution nguyên tắc, 37 của 39 điểm rơi trong vòng 20% giới hạn. Các tuyệt đối có nghĩa là sự khác biệt là 8,3%, và algebraic có nghĩa là sự khác biệt là 3,4%. Các correlation giữa impedance và Fick tim đã được kết quả đầu ra r = ,97. Các nghiên cứu đã được thực hiện với bệnh nhân mà không có mạch máu trong tim hoặc hẹp van tim.

Một sự so sánh hiệu suất của tim trở kháng tới Fick có tổ chức những hiệu suất của tim trong những bệnh nhân với bên trái để phải bỏ đi chỉ ra tương quan nghèo R =.21. Tuy nhiên, một sự so sánh trở kháng tim gửi ra tới Fick phổi luồng máu trong những trường hợp này cho một tương quan Của R =.96 (Xem hình. 25.9).

Baker, Hill và Pale (1974) đã so sánh trở kháng với thuốc thử pha loãng với ba con chó và có một tương quan r =.879. . Malmivuo (1974) so sánh trở kháng và Fick phương pháp trong 18 bệnh nhân không có vấn đề về van tim, đề tài đặc biệt này một sự so sánh được làm tới luồng máu phổi. Chức năng hồi quy là COZ = 0.97•COF + 0.45 nhượng bộ một hệ số tương quan của R =.97 (nhìn thấy Hình 25.8)


Malmivuo, Orko, và Luomanmọki (1975) so sánh trở kháng và Fick phương pháp trong 11 bệnh nhân với rung tâm nhĩ và không có những sự rẽ điện (mạch rẽ) trong tim hay những hở lỗ van. Chức năng hồi quy là COZ= 1.05.COF 0.1, với một hệ số tương quan của R =.96.

Fig25.9.JPG

Hình. 25.9 So sánh trở kháng và phương pháp Fick trong việc xác định luồng máu phổi Các nghiên cứu khác

Những sự nghiên cứu bổ sung tương quan giữa những phương pháp trở kháng và kỹ thuật tham khảo hiệu suất của tim được tổng kết trong Penney (1986). Những kết quả nói chung tương tự như những được mô tả ở trên. Từ những sự nghiên cứu này một có thể kết luận rằng sự ghi tâm đồ trở kháng đáp ứng cho việc xác định hiệu suất của tim tương tương đối thông thường. Dưới những điều kiện sự giảm oxy-huyết, thuốc, vv… tương quan có thể trở ít đi.

Trong việc ước lượng một hệ số tương quan đặc biệt giữa trở kháng và những phương pháp tham khảo, Penney tự mình chỉ ra những phương pháp tham khảo đó không hoàn toàn chắc chắn

Ví dụ đánh giá hệ số tương quan r,như giũa Fick và dung dịch pha loãng .95 < r < .999. Fick với Cacbon dioxide trong hơi thở r = .94.

25.5 Những ứng dụng khác trong phương pháp áp dụng thể tích

25.5.1 Lưu lượng máu ngoại biên

Phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng cũng là 1 phương pháp thích hợp để điều khiển các phép đo thay đổi thể tích máu trong nhiều ứng dụng hơn là thể tích tâm thu. Vòng tuần hoàn ngoại biên có thể được nghiên cứu bằng cách sử dụng 1 vòng quấn được làm trương lên để ngăn dòng tĩnh mạch và theo dõi thể tích máu tăng lên ở phần biên. Trong những nghiên cứu như vậy, phương trình 25.9 sẽ được ứng dụng (van de Water và các cộng sự, 1971). Yamamoto, Yamamoto, và Öberg (1991 and 1992) đã thực hiện các nghiên cứu cả lý thuyết lẫn kĩ thuật về phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng để đo lưu lượng máu trong các chi của cơ thể.

Xét về độ chính xác của phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng trong việc xác định lưu lượng máu ngoại biên, có rất ít dữ liệu có sẵn do có ít các thí nghiệm cụ thể được công bố. Van de Water và các cộng sự của mình (1971) đã báo cáo trong 1 loạt các phép đo ở chi sau của 1 con chó sử dụng 1 lưu lượng kế điện từ để tham khảo. hệ số tương quan r = .962 đã nhận được bằng cách sử dụng 1 hằng số thay cho điện trở suất của máu.

25.5.2 Lưu lượng máu não

Cũng có 1 số ứng dụng của phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng để thử kiểm soát lưu lượng máu lên não. Trong những thí nghiệm như vậy, cần phải cực kì cẩn thận khi đặt các điện cực, phải chắc chắn rằng tín hiệu trở kháng lấy chủ yếu từ vùng nội sọ. như có thể thấy trong phần 13.4, ngay cả trong trường hợp các đạo trình lưỡng cực trong mô hình đầu dạng cầu đồng tâm không thuần nhất được đặt ở các phía đối diện của mô hình, thì vẫn có hơn 1/3 dòng kích trường chảy ra khỏi hộp sọ. bằng việc dịch các điện cực lại gần nhau hơn, độ lượng tương đối dòng ngoài hộp sọ sẽ tăng rất nhanh.

Từ điều này, có thể suy luận rằng, nếu như phép đo trở kháng được thực hiện với các điện cực chỉ được đặt ở 1 phía hoặc nếu sử dụng các điện cực vòng mà các điện cực lại tương đối gần nhau thì phần lớn của tín hiệu sẽ thu được từ vùng da đầu chứ không phải từ vùng não. Hiệu ứng shading này của hộp sọ không rõ như trong phép đo EEG, bởi vì trong sọ không tồn tại các nguồn điện sinh (Malmivuo, 1992).

25.5.3 Thể tích chất lỏng trong ngực

Phương pháp phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng cũng có thể được sử dụng để giám sát các dòng trong ngực ngoài việc đo lưu lượng máu. Dòng trong khoang màng phổi có ảnh hưởng đáng kể đến trở kháng trung bình của ngực. phương trình 25.9 lại có thể sử dụng để kiểm tra những thay đổi của dòng khoang màng phổi trong ngực (van de Water và các cộng sự, 1971).

Van de Water và các cộng sự (1971) đã truyền 400 cm³ dung dịch muối theo từng lượng 25 cm³ vào trong khoang ngực của 1 con chó nặng 15 kg. công thức hồi quy giữa thể tích dung dịch muối truyền vào và trở kháng cảu ngực là Z = 0.02281 cm³ + 46.944 với hệ số tương quan r = .988. họ cũng báo cáo về trường hợp lấy 900 cm³ dịch màng phổi khỏi cơ thể 1 người bệnh theo từng lượng 50 cm³. trong trường hợp này Z = 0.0024 cm³ + 17.57, với hệ số tương quan r = .965.

25.5.4 Xác định cấu tạo cơ thể

Trở kháng điện sinh học có thể được dùng để xác định các thành phần cấu tạo nên cơ thể. Trong quá trình này, trở kháng sẽ được đo giữa 1 cánh tay và 1 cẳng chân bằng cách cấp 1 dòng nhỏ hơn 1 mA rms ở tần số 50 kHz. Sự xác định cấu tạo cơ thể dựa trên phép đo các thành phần kháng và các thành phần phản ứng lại của trở kháng cơ thể (Baumgartner, Chunlea, và Roche, 1988). Với phương pháp này, chúng ta có thể ước lượng 1 vài thông số của cấu trúc cơ thể như lượng nước trong toàn cơ thể, lượng mỡ, khối lượng tế bào cơ thể và sự hấp thụ calo (Kushner và Shoeller, 1986; Lukaski cùng các cộng sự, 1985). de Vries và các cộng sự (1989) đã áp dụng kĩ thuật này để xác định thể tích dịch nội bào và ngoại bào trong quá trình thẩm tách máu.

25.5.5 Các ứng dụng khác

Có 1 số thử nghiệm dùng phương pháp này để theo dõi sự co lại của tim. Siegel và các cộng sự (1970), trong 1 thí nghiệm với các chú chó, đã định lượng khả năng co lại của tim và đạo hàm bậc nhất tín hiệu trở kháng của ngực. sự co lại của tim và trương lực của mạch được thay đổi bằng cách sử dụng norepinephrine, isoproterenol, và methoxamine. Họ đã đo thời gian từ đỉnh sóng R trong ECG tới đỉnh đạo hàm bậc nhất của giai đoạn co đẳng tích của tâm thất (dp/dtmin) và tới điểm uốn trong đạo hàm bậc nhất của trở kháng (dZ/dt). Từ những đường cong này, họ nhận được hệ số tương quan r = .88. tuy nhiên ứng dụng này vẫn chưa được chấp nhận rộng rãi.

25.6 Thảo luận

Độ tin cậy của phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng là trọng tâm của rất nhiều cuộc tranh luận. điều này cũng dễ hiểu nếu xét đến những mối quan tâm của các công bố trước đây về độ chính xác của phương pháp này. Trong các thí nghiệm đã nói ở phần trước, trong đó sử dụng 1 dạng công thức đơn giản để xác định thể tích tâm thu hoặc bỏ qua sự thay đổi riêng biệt của điện trở suất của máu, độ chính xác của phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng là tương đối thấp. những thí nghiệm này cũng được thực hiện với những bệnh nhân với các bệnh tim, không phù hợp với phương pháp này. Độ tin cậy của phương pháp này trong những thí nghiệm được thực hiện với những hiểu biết cụ thể liên quan tới sự ứng dụng của phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng hình như cao hơn tương đối nhiều.

Chắc chắn rằng phương pháp này có 1 số nhược điểm. bao gồm các sai số gây ra bởi sự hở van động mạch chủ, hở van 2 lá nặng, và các nhánh rẽ trong quá trình tuần hoàn, ví dụ gây ra bởi hiện tượng hụt vách ngăn hoặc tứ chứng Fallot. Phương pháp này không đưa ra bất kì chỉ thị nào đối với sự tồn tại của các bệnh lý trên, và do đó các bệnh lý này phải chẩn đoán bằng các phương pháp khác. Phương pháp này cũng rất khó áp dụng với những bệnh nhân bị rung tâm nhĩ.

Mặt khác, phương pháp xác định thể tích bằng cách đo trở kháng không xâm phạm vào cơ thể và vô hại. độ chính xác của phương pháp này trong những kiểm tra kĩ lưỡng đối với các bệnh nhân, ngoại trừ những nhóm đã nói trước đây, đã đưa ra những kết quả đầy triển vọng. độ chính xác trong việc xác định giá trị tuyệt đối lưu lượng máu ngoài tim có vẻ có cùng cấp chính xác đối với các phương pháp pha loãng. Độ chính xác trong việc xác định sự thay đổi lưu lượng máu ngoài tim có vẻ cao hơn.

Như đã chú ý ở phần trước, phải cực kì cẩn trọng trong việc ứng dụng lưu lượng máu Phương pháp này xác định lưu lượng máu trong não để có thể đảm bảo rằng tín hiệu ghi được thật sự đúng là tín hiệu được tạo ra phần lớn từ vùng nội sọ.

Tài liệu tham khảo

Atzler E, Lehmann G (1931-1932): Über ein Neues Verfahren zur Darstellung der Herztätigkeit (Dielektrographie). Arbeitsphysiol. 6: 636-80.

Bache RJ, Harley A, Greenfield JC (1969): Evaluation of thoracic impedance plethysmography as an indicator of stroke volume in man. Am. J. Med. Sci. 258:(8) 100-13.

Baker LE, Hill DW, Pale TD (1974): Comparison of several pulse-pressure techniques for monitoring stroke volume. Med. Biol. Eng. 12:(1) 81-8.

Baker LE, Judy WV, Geddes LE, Langley FM, Hill DW (1971): The measurement of cardiac output by means of electric impedance. Cardiovasc. Res. Cent. Bull. 9:(4) 135-45.

Baumgartner RN, Chunlea WG, Roche AF (1988): Bioelectric impedance phase angle and body composition. Am. J. Clin. Nutr. 48: 16-23.

Cole KS, Cole RH (1941): Dispersion and absorption in dielectrics. J. Chem. Physics 9: 341-51. Epstein BR, Foster KR (1983): Anisotropy as a dielectric property of skeletal muscle. Med. & Biol. Eng. & Comput. 21:(1) 51-5.

Geselowitz DB (1971): An application of electrocardiographic lead theory to impedance plethysmography. IEEE Trans. Biomed. Eng. BME 18:(1) 38-41.

Harley A, Greenfield JC (1968): Determination of cardiac output in man by means of impedance plethysmography. Aerospace Med. 39:(3) 248-52.

Hill DW, Lowe HJ (1973): The use of the electrical impedance technique for the monitoring of cardiac output and limb blood flow during anesthesia. Med. Biol. Eng. 11:(5) 534-45.

Hill RV, Jaensen JC, Fling JL (1967): Electrical impedance plethysmography: A critical analysis. J. Appl. Physiol. 22:(1) 161-8.

Holzer W, Polzer K, Marko A (1946): RKG. Rheography. A Method of Circulation's Investigation and Diagnosis in Circular Motion, Wilhelm Maudrich, Vienna. (English transl.)

Judy WV, Langley FM, McCowen KD, Stinnet DM, Baker LE, Johnson PC (1969): Comparative evaluation of the thoracic impedance and isotope dilution methods for measuring cardiac output. Aerospace Med. 40: 532-6.

Kinnen E, Kubicek WG, Hill DW, Turton G (1964a): Thoracic cage impedance measurements: Impedance plethysmographic determination of cardiac output (A comparative study). U.S. Air Force School of Aerospace Medicine, Brooks Air Force Base, Texas SAM-TDR-64:(15) 8.

Kinnen E, Kubicek WG, Hill DW, Turton G (1964b): Thoracic cage impedance measurements: impedance plethysmographic determination of cardiac output (An interpretative study). U.S. Air Force School of Aerospace Medicine, Brooks Air Force Base, Texas SAM-TDR-64:(23) 12.

Kinnen E, Kubicek WG, Hill DW, Turton G (1964c): Thoracic cage impedance measurements, tissue resistivity in vivo and transthoracic impedance at 100 kc. U.S. Air Force School of Aerospace Medicine, Brooks Air Force Base, Texas SAM-TDR-64:(5) 14.

Kubicek WG (1968): Minnesota Impedance Cardiograph Model 303. Instruction Manual, 4 pp. Univ. of Minnesota Press, Minneapolis.

Kubicek WG, Karnegis JN, Patterson RP, Witsoe DA, Mattson RH (1966): Development and evaluation of an impedance cardiac output system. Aerospace Med. 37:(12) 1208-12.

Kubicek WG, Patterson RP, Witsoe DA (1970): Impedance cardiography as a non-invasive method for monitoring cardiac function and other parameters of the cardiovascular system. Ann. N.Y. Acad. Sci. 170: 724-32.

Kushner RF, Shoeller DA (1986): Estimation of total body water by bioelectrical impedance analysis. Am. J. Clin. Nutr. 44:(Sept.) 417-24.

Lababidi Z, Ehmke DA, Durnin RE, Leaverton PE, Lauer RM (1970): The first derivative thoracic impedance cardiogram. Circulation 41:(4) 651-8.

Lababidi Z, Ehmke DA, Durnin RE, Leaverton PE, Lauer RM (1971): Evaluation of impedance cardiac output in children. Pediatr. 47:(5) 870-9.

Lamberts R, Visser KR, Ziljstra WG (1984): Impedance Cadiography, 160 pp. Van Gorcum, Assen, The Netherlands. Lehr J (1972): A vector derivation useful in impedance plethysmographic field calculations. IEEE Trans. Biomed. Eng. BME-19:(2) 156-7.

Lozano A, Rosell J, Pallás-Areny R (1990): Two-frequency impedance plethysmograph: real and imaginary parts. Med. & Biol. Eng. & Comput. 28:(1) 38-42.

Lukaski HC, Johnson PE, Bolonchuk WW, Lykken GI (1985): Assessment of fat-free mass using bioelectrical impedance measurement of the human body. Am. J. Clin. Nutr. 41:(April) 810-7.

Malmivuo JA (1974): Impedance Plethysmography, Helsinki University Central Hospital, I Medical Clinic, Helsinki. (Report).

Malmivuo JA (1992): Distribution of electric current in inhomogeneous volume conductors. In Proceedings of the 8th Internat. Conference On Electrical Bio-Impedance, ed. T Lahtinen, pp. 18-20, University of Kuopio, Center for Training and Development, Kuopio, Finland.

Malmivuo JA, Orko R, Luomanmäki K (1975): Validity of impedance cardiography in measuring cardiac output in patients with atrial fibrillation. In Proceedings of The III Nordic Meeting On Medical and Biological Engineering, ed. A Uusitalo, N Saranummi, pp. 58.1-3, Finnish Society for Medical and Biological Engineering, Tampere, Finland.

Maniewski R, Katila T, Poutanen T, Siltanen P, Varpula T, Wikswo JP (1988): Magnetic measurement of cardiac mechanical activity. IEEE Trans. Biomed. Eng. 35:(9) 662-70.

Mohapatra SN (1981): Noninvasive Cardiovascular Monitoring of Electrical Impedance Technique, Pitman, London. Mohapatra SN (1988): Impedance cardiography. In Encyclopedia of Medical Devices and Instruments, ed. JG Webster, pp. 1622-32, John Wiley & Sons, New York.

Nyboer J (1950): Plethysmography. Impedance. In Medical Physics, Vol. 2, ed. O Glasser, pp. 736-43, Year Book Pub., Chicago.

Nyboer J, Bango S, Barnett A, Halsey RH (1940): Radiocardiograms: Electrical impedance changes of the heart in relation to electrocardiograms and heart sounds. J. Clin. Invest. 19: 773. (Abstract.). Nyboer J, Bango S, Nims LF (1943): The impedance plethysmograph and electrical volume recorder. CAM Report, OSPR : 149.

Penney BC (1986): Theory and cardiac applications of electrical impedance measurements. CRC Crit. Rev. Bioeng. 13: 227-81.

Plonsey R, Collin R (1977): Electrode guarding in electrical impedance measurements of physiological systems - A critique. Med. & Biol. Eng. & Comput. 15: 519-27.

Rosa L (1940): Diagnostische Anwendung des Kurzwellenfeldes in der Herz und Kreislaufpathologie (Radiokardiographie). Z. Kreislaufforsch. 32: 118-35.

Sakamoto K, Muto K, Kanai H, Iizuka M (1979): Problems of impedance cardiography. Med. & Biol. Eng. & Comput. 17:(6) 697-709.

Schwan HP, Kay CF (1957): Capacitive properties of body tissues. Circ. Res. 5:(4) 439-43.

Siegel JH, Fabian M, Lankau C, Levine M, Cole A, Nahmad M (1970): Clinical and experimental use of thoracic impedance plethysmography in quantifying myocardial contractility. Surgery 67: 907-17.

Tanaka K, Kanai H, Nakayama K, Ono N (1970): The impedance of blood: The effects of red cell orientation and its application. Jpn. J. Med. Eng. 8: 436-43.

Ti enko MI, Smirnov AD, Danilov LN, Aleksandrov AL (1973): Characteristics and clinical use of integral rheography. A new method of measuring the stroke volume. Kardiologiia 13: 54-62.

de Vries PMJM, Meijer JH, Vlaanderen K, Visser V, Donker AJM, Schneider H (1989): Measurement of transcellular fluid shift during haemodialysis. Med. & Biol. Eng. & Comput. 27:(March) 152-8.

van de Water JM, Dmochowski JR, Dove GB, Couch NP (1971): Evaluation of an impedance flowmeter in arterial surgery. Surgery 70:(6) 954-61.

van de Water JM, Philips PA, Thouin LG, Watanabe LS, Lappen RS (1971): Bioelectric impedance. New developments and clinical application. Arch. Surg. 102:(6) 541-7.

Wikswo JP (1975): Non-invasive magnetic measurement of the electrical and mechanical activity of the heart. Stanford University, Stanford, Thesis, pp. 304. (Ph.D. thesis).

Witsoe DA, Kottke FJ (1967): The origin of cardiogenic changes in thoracic electrical impedance (del Z). Feder. Proc. 26: 595. (Abstract No 1890).

Yamamoto Y, Yamamoto T, Öberg PÅ (1991): Impedance plethysmography in human limbs. Part 1. On electrodes and electrode geometry. Med. & Biol. Eng. & Comput. 29: 419-24 . Yamamoto Y, Yamamoto T, Öberg PÅ (1992): Impedance plethysmography for blood flow measurements in human limbs. Part 2. Influence of limb cross-sectional area. Med. & Biol. Eng. & Comput. 30:(Sept.) 518-24.

Zhao T (1992): Electrical capacitance of human blood. In Proc. Of the 8th Internat. Conf. Of Electrical Bioimpedance, 1st ed. Vol. 1, ed. T Lahtinen, pp. 185-7, University of Kuopio, Kuopio, Finland.


Trang trước Phép đo biến đổi thể tích dựa trên trở kháng Trang tiếp

Liên kết đến đây