BRPI0608784A2 - método de contorno de pulso e aparelho para avaliação contìnua de um parámetro cardiovascular - Google Patents

Abstract

MéTODO DE CONTORNO DE PULSO E APARELHO PARA AVALIAçãO CONTìNUA DE UM PARáMETRO CARDIOVASCULAR. A presente invenção refere-se a um parâmetro cardiovascular, tal como uma saída cardíaca, que é estimado a partir de um conjunto de dados de forma de onda de pressão atual sem se precisar medir diretamente o fluxo sanguíneo ou a complacência arterial. O formato geral de uma forma de onda de fluxo de entrada por um ciclo de batimento em batimento é assumido (ou computado) e, então, os parâmetros de um modelo de fluxo para pressão, se não predeterminados, são determinados usando-se técnicas de identificação de sistema. Em uma modalidade, os parâmetros assim determinados são usados para a estimativa de uma resistência periférica atual, a qual é usada não apenas para a computação de uma estimativa do parâmetro cardiovascular, mas, também, para ajuste do formato da forma de onda de fluxo de entrada assumida durante pelo menos um ciclo de batimento em batimento subsequente. Uma outra modalidade não requer a computação da resistência periférica e ainda uma outra modalidade computa uma estimativa de fluxo a partir de uma identificação otimizada dos parâmetros definindo a forma de onda de fluxo de entrada assumida.

Description

PI0608784-1

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "MÉTODO DECONTORNO DE PULSO E APARELHO PARA AVALIAÇÃO CONTÍNUADE UM PARÂMETRO CARDIOVASCULAR".

Referência Cruzada a Pedidos Relacionados Este pedido reivindica prioridade em relação ao Pedido de Pa-

tente Provisória U.S. N9 60/670.767, depositado em 13 de abril de 2005.Antecedentes da InvençãoCampo da Invenção

Esta invenção se refere a um método para estimativa de um pa-

râmetro cardiovascular ou hemodinâmico, tal como usam saída cardíaca(CO), bem como a um sistema que implementa o método.Técnica Antecedente

A saída cardíaca (CO) é um indicador não apenas para o diag-nóstico de uma doença, mas, também, para a monitoração contínua da con-

dição de indivíduos humanos e animais, incluindo pacientes. Poucos hospi-tais, portanto, estão sem alguma forma de equipamento convencional para amonitoração da saída cardíaca.

Uma base para os sistemas de medição de CO mais comuns é afórmula bem conhecida CO = HR-SV, onde SV é o volume de ictus cordis e

HR a freqüência cardíaca. O SV usualmente é medido em litros e a HR éusualmente medida em batimentos por minuto, embora outras unidades devolume e tempo possam ser usadas. Esta fórmula simplesmente expressaque a quantidade de sangue que o coração bombeia por uma unidade detempo (tal como um minuto) é igual à quantidade que ele bombeia em cada

batimento (ictus cordis) vezes o número de batimentos por unidade de tem-po.

Uma vez que HR é fácil de medir usando-se qualquer um deuma ampla variedade de instrumentos, o cálculo de CO usualmente depen-de de alguma técnica para estimativa de SV. Inversamente, qualquer método que produza diretamente uma estimativa de valor de CO ou SV então podeser usado para estimar ou contribuir para estimar qualquer parâmetro quepossa ser derivado de um destes valores.

PI0608784-1Uma forma invasiva de determinação de saída cardíaca (ou, deforma equivalente, SV) é montar algum dispositivo de medição de fluxo emum cateter e, então, passar o cateter no indivíduo e manobrá-lo, de modoque o dispositivo esteja no ou próximo do coração do indivíduo. Alguns des- ' tes dispositivos injetam um bolo de material ou energia (usualmente calor)em uma posição a montante, tal como no átrio direito, e determinam o fluxocom base nas características do material injetado ou na energia em umaposição a jusante, tal como na artéria pulmonar. As patentes que mostramimplementações dessas técnicas invasivas (Em particular termodiluição) in- cluem:

Patente U.S. N9 4.236.527 (Newbower et al., 2 de dezembro de

■manv

Patente U.S. N9 4.507.974 (Yelderman, 2 de abril de 1985);Patente U.S. N9 5.146.414 (McKown et al., 8 de setembro de

1992); e

Patente U.S. N9 5.687.733 (McKown et al., 18 de novembro de

1997).

Ainda outros dispositivos invasivos são baseados na técnica deFick conhecida, de acordo com a qual uma CO é calculada como uma fun-

ção de oxigenação de material e sangue venoso misto. Na maioria dos ca-sos, a oxigenação é detectada usando-se uma cateterização de coração di-reito. Também houve propostas, contudo, para sistemas que medem oxige-nação arterial e venosa de forma não invasiva, em particular, usando múlti-plos comprimentos de onda de luz, mas, até agora, eles não foram acurados

o suficiente para permitirem uma medição de CO satisfatória em pacientesreais.

As técnicas invasivas têm desvantagens óbvias, a principal delassendo, obviamente, que a cateterização do coração é potencialmente peri-gosa, especialmente considerando-se que os indivíduos (especialmente pa- cientes de cuidados intensivos) nos quais ela é realizada, freqüentemente jáestão no hospital por causa de alguma condição real ou potencialmente sé-ria. Os métodos invasivos também têm menos desvantagens óbvias: algu-mas técnicas, tais como termodiluição, se baseiam em hipóteses, tal comodispersão uniforme do calor injetado, que afetam a acurácia das medições,dependendo de quão bem elas foram cumpridas. Mais ainda, a própria intro-dução de um instrumento no fluxo sangüíneo pode afetar o valor (por exem- pio, a vazão) que o instrumento mede.

Portanto, tem havido uma necessidade duradoura por algumaforma de determinação de CO que seja não invasiva - ou pelo menos tãominimamente invasiva quanto possível - e acurada. Uma característica desangue que provou ser particularmente promissora para a determinação de forma acurada de CO de forma não invasiva é a pressão sangüínea.

Os sistemas baseados em pressão sangüínea mais conhecidosse baseiam no assim denominado método de contorno de pulso (PCM), oqual calcula uma estimativa de CO a partir de características da forma deonda de pressão de batimento em batimento. No PCM, os parâmetros de"Windkessel" (Alemão para "câmara de ar") (impedância característica daaorta, complacência e resistência periférica total) são usados para a cons-trução de um modelo hemodinâmico linear ou não linear da aorta. Em es-sência, o fluxo sangüíneo tem uma analogia feita com um fluxo de correnteelétrica em um circuito, no qual uma impedância está em série com uma re- sistência conectada em paralelo e capacitância (complacência).

A figura 1 ilustra um modelo de Windkessel de dois elementosclássico, no qual Q(t) é o fluxo de sangue a partir do coração para a aorta(ou artéria pulmonar), P(t) é a pressão sangüínea na aorta (ou na artériapulmonar) no tempo t; C é a complacência arterial; e R é a resistência perifé-rica no sistema arterial sistêmico (ou pulmonar), tudo em unidades adequa-das. Assumindo que o fluxo inteiro Q(t) = Q seja constante e ocorra apenasdurante a sístole, obtém-se a expressão a seguir para P(t), durante a sístole:

P(t) = RQ - (RQ - Ped) • e-* (Equação 1)onde Peci é a pressão diastólica final (pressão diastólica) e t = RC é a cons-tante de decaimento. Durante a diástole, Q(t) = 0 (nenhum fluxo de entrada)e a expressão para P(t) se reduz para:

P(t) Pese""' (Equação 2)onde Pes é a pressão sistólica final.

Os três parâmetros requeridos do modelo usualmente são de-terminados de forma empírica, através de um processo de calibração com-plexo, ou a partir de dados "antropométricos" compilados, isto é, dados so- ' bre idade, sexo, altura, peso, etc. de outros pacientes ou indivíduos de teste.A Patente U.S. Ne 5.400.793 (Wesseling, 28 de março de 1995) e PatenteU.S. N- 5.535.753 (Petrucelli, et al., 16 de julho de 1996) são representativasde um sistema que se baseia em um modelo de circuito de Windkessel paradeterminação de CO.

Muitas extensões para o modelo de Windkessel simples de dois

elementos foram propostas com esperanças de melhor acurácia. Uma des-sas extensões foi desenvolvida pelos fisiologistas suíços Broemser e Rankeno seu artigo de 1930 "Ueber die Messung des Schlagvolumens des Her-zens auf unblutigem Weg", Zeitung fur Biologie 90 (1930) 467-507. A figura 2

ilustra este modelo. Em essência, o modelo de Broemser - também conhe-cido como um modelo de Windkessel de três elementos - adiciona um ter-ceiro elemento (mostrado como a resistência RO) ao modelo de Windkesselbásico de dois elementos para simulação da resistência ao fluxo sangüíneodevido à válvula aórtica ou pulmonar. Pode ser mostrado que o modelo de

Broemser se reduz para o modelo de Windkessel de dois elementos básicosob qualquer uma de duas circunstâncias: 1) RO = 0; e 2) em diástole, quan-do Q(t) = 0 e dQ(t)/dt = 0. Os modelos de Windkessel tendo ainda mais ele-mentos do que três também foram propostos e analisados.

Os sistemas baseados em PCM podem monitorar a CO de for-

ma mais ou menos contínua, sem necessidade de um cateter ser deixado nopaciente. De fato, alguns sistemas de PCM operam usando medições depressão sangüínea tomadas usando-se uma dedeira pletismográfica. Uminconveniente de PCM, contudo, é que ela não é mais acurada do que omodelo de três parâmetros bastante simples a partir do qual ela é derivada;

em geral, um modelo de uma ordem muito mais alta seria necessário parase levarem em conta fielmente outros fenômenos, tal como o padrão com-plexo de reflexões de onda de pressão devido a múltiplas não combinaçõesde impedância causadas, por exemplo, por ramificação arterial. Outros me-lhoramentos foram propostos, portanto, com graus variáveis de complexida-de.

O "Method and Apparatus for Measuring Cardiac Output" mos- trado por Salvatore Romano na Patente U.S. N9 6.758.822, por exemplo,representa uma tentativa de melhoria em relação a técnicas de PCM pelaestimativa de SV, de forma invasiva ou não invasiva, como uma função darelação entre a área sob a curva de pressão inteira e uma combinação linearde várias componentes de impedância. Na tentativa de consideração de re- flexões de pressão, o sistema de Romano se baseia não apenas em estima-tivas acuradas de derivadas inerentemente com ruído da função de pressão,mas também em uma série de ajustes numéricos determinados empirica-mente para um valor de pressão médio.

O Pedido de Patente Publicado U.S. Ne 2004 0158163 (Richard

J. Cohen, et al., 12 August 2004, "Methods and apparatus for determiningcardiac output") descreve ainda uma outra técnica para a determinação deCO a partir do perfil de pressão de pulso P(t). De acordo com o método deCohen, a forma de onda de pressão sangüínea arterial (perfil de tempo) P(t)é medida por mais de um ciclo cardíaco. Por exemplo, assuma uma medição

de pressão tomada por três ciclos cardíacos. A área sob a curva de pressãoentão é computada para cada ciclo cardíaco. O perfil de pressão P(t) tam-bém é amostrado ("digitalizado") para a formação de uma seqüência de va-lores discretos y(j) que representam P(t).

Conforme é bem conhecido, a resposta de impulso de qualquer

sistema é a função que descreve como ele atua (na realidade ou em ummodelo teórico), quando for submetido a um impulso de energia, força, etc.Uma etapa do método de Cohen envolve a criação de uma seqüência deimpulsos x(k) - um no começo de cada ciclo cardíaco - que tem a mesmaárea que a "pressão de pulso arterial". Uma segunda modalidade do método

de Cohen envolve a criação de uma seqüência de impulsos x(k), cada umdos quais estando localizado no começo de cada ciclo cardíaco, com impul-sos que têm áreas iguais, mas que são independentes das áreas das formasde onda de pressão de pulso arterial correspondentes. Os valores de x(k) ey(j) então são usados em uma computação de convolução que modela osistema cardíaco dessa forma:

yW^Sai-yík-O + Zbi.xOc-O + eík)[ i=1 i=1 (Equação 3)

onde e(t) é o termo de erro residual,, e m e n limitam o número de termos nomodelo. O conjunto de coeficientes {ai, bi} que otimiza a equação então édeterminado, por exemplo, por intervalos de 60 a 90 segundos de x(k) e y(j),e pelo uso de uma otimização de mínimos quadrados para minimização dotermo de erro residual e(t). Dados ai e bi, Cohen então deriva uma função de resposta de

impulso único h(t) que cobre o intervalo de medição de ciclo múltiplo inteiro.Há muito é sabido que a função de resposta de impulso do coração usual-mente assume a forma, aproximadamente, de uma função de decaimentoexponencial de primeira ordem. Após um tempo de "fixação" inicial de em torno de 1,5 a 2,0 segundos, após o que os efeitos de reflexões de pressãoprincipalmente cessaram, Cohen então aproxima h(t) a partir da expressão:

h(t)=Aetd+w(t) _

(Equação 4)

Os parâmetros A (uma amplitude assumida) e to (a constante detempo) então são estimados a partir de uma minimização da função de pesoresidual w(t).

Cohen então computa CO, por exemplo, a partir de alguma vari-

ante da fórmula:

CO = AC*ABP/td (Equação 5)

onde AC é uma constante de escalonamento e ABP é a "pressão sangüíneaarterial", usualmente a pressão sangüínea arterial média. O fator de escalo-

namento AC pode ser determinado usando-se uma calibração independente,e será ou pelo menos estará relacionado ao valor de complacência arterialC. Isto é porque, conforme é sabido:

CO = MAP/R (Equação 6)

onde MAP é a pressão arterial média, a qual, na maioria dos casos, será amesma que o termo ABP de Cohen. A Equação 5 se transforma na Equação6 se AC = C, uma vez que td = R*C.

Uma das fraquezas da abordagem mostrada por Cohen é queela requer a determinação do escalonamento, isto é, do fator de calibração AC ou, de forma equivalente, a determinação de C. A acurácia de mediçãode CO é dependente proximamente, portanto, da acurácia da calibração oudo cálculo de complacência. Uma outra fraqueza do método de Cohen é quea expressão recursiva (Equação 3) usada assume uma amplitude de entradaconstante e, portanto, falha em determinar o deslocamento d.c. apropriado.

Isto, por sua vez, causa uma confiança ainda maior na determinação acura-da de AC (ou de C).

Ainda uma outra desvantagem da abordagem de Cohen é queela ignora muito da informação contida na forma de onda de pressão - defato, uma modalidade do método de Cohen usa apenas uma característica

única de cada forma de onda, especificamente, a área, quando da constru-ção dos impulsos x(k). Em uma segunda modalidade do método de Cohen, ainformação contida na forma de onda de pressão de pulso é totalmente igno-rada. Cohen compensa isto, em parte, pela avaliação de muitas formas deonda de pressão em um tempo - por exemplo, a modalidade preferida de

Cohen monitora CO pela análise de "variações de escala de tempo longas(maiores do que um ciclo cardíaco) em um sinal de ABP único" e determinatd "através da análise de intervalos de tempo longos" de 60 a 90 segundosde duração. Uma outra conseqüência do sinal de entrada x(t) grandementesimplificado de Cohen é a necessidade de um modelo de função de transfe-

rência complicado (veja a Equação 3), o qual envolve muitos zeros, muitospólos e, conseqüentemente, complexidade de projeto e computacional.

O que é necessário são um sistema e um método de operaçãopara estimativa de CO, ou qualquer parâmetro que possa ser derivado a par-tir de ou usando-se CO, que seja robusto e acurado e que seja menos sen-

sível a erros de calibração. Esta invenção se adéqua a esta necessidade e,de fato, prove um método vantajoso e um sistema para estimativa mesmo deoutros parâmetros cardiovasculares.Sumário da Invenção

A invenção prove um sistema de processamento e um métodorelacionado de operação dele, para determinação de um parâmetro cardio-vascular, por exemplo, a saída cardíaca (CO), o fluxo sangüíneo, o volume ' de ictus cordis, ou um valor que possa ser derivado a partir de qualquer umdestes. Um conjunto de dados de forma de onda de pressão atual corres-pondente à pressão sangüínea arterial é introduzido no sistema de proces-samento por pelo menos um ciclo de pressão atual; ambos dispositivos demedição de pressão sangüínea invasivos e não invasivos podem ser usa-

dos. Os parâmetros de definição de uma forma de onda de fluxo de entradanão de impulso assumida então são determinados como uma função de umvalor de resistência periférica determinado para pelo menos um ciclo depressão prévio, pelo menos um valor de caracterização de formato nos da-dos de forma de onda de pressão atual, ou ambos. Por exemplo, os parâme-

tros de definição podem ser computados de modo a formarem uma funçãoque, quando transformada de acordo com o modelo cardiovascular, maisproximamente produza o conjunto de dados de forma de onda de pressãoatual em um sentido predeterminado.

Um de vários exemplos de um valor de caracterização de forma-

to é o tempo a partir do começo de sístole até um tempo objeto em movi-mento ou próximo de sístole, o qual, em algumas modalidades da invenção,é usado em conjunto com a diferença na pressão nestes dois tempos. Osparâmetros de modelo de um modelo cardiovascular de fluxo para pressãotambém são determinados, se eles não forem dados. Os exemplos de um

modelo como esse incluem uma representação auto-regressiva discreta deum modelo de Windkessel de elemento múltiplo da aorta, em cujo caso osparâmetros de modelo são coeficientes da representação auto-regressivadiscreta. Uma estimativa do parâmetro cardiovascular então é computadacomo uma função dos parâmetros de modelo determinados. A forma de onda de fluxo de entrada assumida vantajosamente

é uma série de componentes de forma de onda de entrada. Os exemplosdessas componentes de forma de onda incluem ondas quadradas, ondas emdente de serra, polinômios, funções lineares pedaço a pedaço, uma ou maiscurvas de Bezier, uma ou mais curvas de componente senoidal, etc.

Em uma modalidade da invenção, na qual as componentes deforma de onda de fluxo de entrada são determinadas como uma função deum valor de resistência periférica, uma constante de tempo diastólico é esti-mada como um produto de uma taxa de amostragem na qual o conjunto dedados de forma de onda de pressão é derivado e uma função de um parâ-metro de feedback de modelo; um valor de complacência arterial é estimadocomo uma relação da constante de tempo diastólico e o valor de resistência

periférica; uma constante de tempo sistólico é estimada a partir de pontosescolhidos no conjunto de dados de forma de onda de pressão atual; umvalor de resistência característica aórtica é computado como uma relação daconstante de tempo sistólico e do valor de complacência arterial; e a ampli-tude da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual é regu-

lada para ser inversamente proporcional ao quadrado de uma função de pelomenos um valor de resistência característica aórtica.

Em uma versão particular desta modalidade, a média de umapluralidade de valores de resistência característica aórtica é computada, aqual incluirá pelo menos um valor de resistência característica aórtica esti-

mado para um ciclo prévio, e a amplitude da forma de onda de componentepara o ciclo de pressão atual é regulada para ser inversamente proporcionalao quadrado do produto da média e uma constante de calibração e, opcio-nalmente, o valor de complacência arterial. Quando as componentes de for-ma de onda de entrada são primariamente caracterizadas por uma amplitude

e uma duração, a amplitude da forma de onda de componente para o ciclode pressão atual pode ser regulada, de forma similar, para ser proporcional aum valor de pico a pico do conjunto de dados de forma de onda de pressãoatual e inversamente proporcional a uma função do valor de resistência peri-férica atual, tal como um valor médio da pluralidade de valores de resistência

periférica previamente estimados. A amplitude pode ser opcionalmente esca-lonada por uma constante de calibração.

Em uma modalidade, o fluxo cardíaco é estimado como umafunção da forma de onda de fluxo de entrada assumida. O volume de ictuscordis cardíaco então pode ser estimado pela integração da forma de ondade fluxo de entrada assumida por pelo menos um ciclo de pressão. Os pa-râmetros de modelo podem ser determinados independentemente ou ser ' predeterminados ou computados independentemente do conjunto de dadosde forma de onda de pressão atual, ou computados ao mesmo tempo emque os parâmetros de definição da forma de onda de fluxo de entrada assu-midos em uma otimização única.Breve Descrição dos Desenhos A figura 1 ilustra um modelo de Windkessel de dois elementos, o

qual freqüentemente é usado como a base do método de contorno de pulsopara estimativa de saída cardíaca.

A figura 2 ilustra o modelo de Broemser, o qual também é co-nhecido como um modelo de Windkessel de três elementos. A figura 3 é um exemplo ilustrativo de uma curva de pressão

sangüínea complexa por um ciclo de coração de batimento a batimento.

A figura 4 ilustra uma representação de tempo discreto da formade onda de pressão na figura 3.

A figura 5 ilustra a relação de função de transferência enlace retilíneo fluxo e pressão no sistema arterial.

A figura 6 ilustra como um sinal de fluxo de entrada (forma deonda) é aproximado como uma seqüência de componentes de sinal de en-trada derivadas a partir de uma forma de onda de pressão detectada.

A figura 7 ilustra um modelo de Windkessel de três elementos comutado usado em uma modalidade da invenção.

A figura 8 ilustra como certos valores são obtidos a partir de umaforma de onda de pressão atual para uso na estimativa de CO usando-se amodalidade mostrada na figura 7.

A figura 9 é um diagrama de blocos que mostra os componentes principais de um sistema de acordo com a invenção.Descrição Detalhada

Em termos mais amplos, a invenção envolve um novo métodode contorno de pulso e uma implementação de sistema para avaliação con-tínua de saída cardíaca (ou de qualquer valor que possa ser derivado deuma estimativa de saída cardíaca) a partir de pressão sangüínea periférica.Em geral, a invenção postula uma forma de onda de fluxo de entrada não impulsiva assumida, pelo menos um de cujos parâmetros de definição sendouma função de pelo menos um valor de um conjunto de dados de forma deonda de pressão de entrada, e a qual então é usada em uma rotina de iden-tificação de sistema para a determinação dos parâmetros de um modelo darelação entre o fluxo de entrada e a pressão de saída. Os parâmetros carac-

terizando a relação então são usados para a computação de uma estimativado parâmetro cardiovascular de interesse.

A modalidade primaria de exemplo da invenção descrita abaixousa um algoritmo auto-regressivo para a computação de valores da compla-cência arterial e a resistência periférica. A invenção então aplica estes valo-

res ao modelo também. A discussão a seguir se concentra primariamente namodalidade preferida da invenção, uma vez que fazê-lo também torna clarosos aspectos geralmente aplicáveis importantes da invenção, mas várias al-ternativas também são descritas.

A invenção pode ser usada com vantagem com qualquer tipo de

indivíduo, humano ou animal. Devido ao fato de ser antecipado que o usomais comum da invenção será em seres humanos em um cenário de diag-nóstico, a invenção é descrita abaixo primariamente em uso com um "paci-ente". Isto é apenas a título de exemplo, embora seja pretendido que o ter-mo "paciente" englobe todos os indivíduos, humanos e animais, independen-

temente do cenário.

Devido a sua significância clínica, é antecipado que a maioriadas implementações da invenção gerará estimativas de saída cardíaca (CO)- como um resultado final ou como um resultado intermediário usado para ocálculo para um valor relacionado à CO - com base em medições de pres-

são sangüínea arterial sistêmica. Também seria possível usar medições depressão sangüínea tomadas em outro lugar, contudo, tal como a artéria pul-monar no lado direito, embora tias locais possam requerer uma medição in-tracardíaca invasiva. Mais ainda, uma outra modalidade da invenção é des-crita abaixo, na qual o valor cardiovascular (ou um outro) de interesse é fluxoou volume de ictus cordis, em cujo caso pode não haver necessidade de secalcular uma estimativa de CO de forma alguma, ou fazê-lo como um cálculoem separado.

O sistema de acordo com uma modalidade da invenção imple-menta três etapas principais: 1) gera uma forma de onda de entrada assumi-da, a qual compreende um trem de componentes de forma de onda de en-trada assumidas, e a qual se aproxima proximamente do sinal de fluxo san-guíneo de batimento em batimento, o qual preferencialmente é baseado emum sinal de pressão sangüínea arterial adquirido e valores estimados pas-sados da complacência arterial e da resistência periférica; 2) usa a forma deonda de entrada assumida e o sinal de pressão de pulso arterial periféricaadquirido para estimar a complacência arterial e a resistência periférica comuma abordagem de identificação de sistema em relação a um modelo dosistema de fluxo / pressão; e 3) usa os valores de complacência arterial eresistência periférica estimados para a geração da componente de forma deonda de entrada assumida para o próximo intervalo de tempo e calcula umaestimativa de CO.

A complacência arterial e a resistência periférica assim podemser estimadas continuamente com base em uma abordagem de identificaçãode sistema recursiva, na qual os valores computados atuais são usados parauma estimativa do fluxo sangüíneo do próximo intervalo de tempo. Para oprimeiro intervalo de tempo no começo, valores iniciais razoáveis podem serassumidos. Ao longo dos próximos intervalos de tempo, esta modalidade dainvenção converge para os valores médios apropriados da complacênciaarterial e da resistência periférica. A invenção permite uma monitoração deCO contínua a partir da forma de onda de pressão sangüínea periférica.

Formas de onda de Pressão

A figura 3 ilustra um exemplo de uma forma de onda P(t) depressão arterial tomada por um ciclo cardíaco único, aqui, a partir do pontode pressão diastólica Pdia no tempo tdiao, até o tempo tsys de pressão sistólicaPsys, a um tempo tdiai, no qual a pressão sangüínea mais uma vez atinge Pdi.

a-

De acordo com a invenção, P(t), ou qualquer sinal que seja pro-porcional a P(t), pode ser medida em qualquer ponto na árvore arterial, de forma invasiva ou não invasiva. Se instrumentos invasivos forem usados, emparticular, transdutores de pressão montados em cateter, então, qualquerartéria poderá ser usada como um ponto de medição. O posicionamento detransdutores não invasivos tipicamente será ditado pelos instrumentos em si- o posicionamento de dedeiras pletismográficas, manguitos de pressão de braço e grampos de lóbulo de orelha deve ser óbvio. Independentemente doinstrumento, ele produzirá, finalmente, ou fará com que seja produzido, umsinal elétrico correspondente (por exemplo, igual a ou apenas proporcional)aP(t).

Ao invés dè se medir a pressão sangüínea arterial diretamente,

qualquer outro sinal de entrada pode ser usado, que seja proporcional àpressão sangüínea. Qualquer escalonamento necessário ou conversão en-tão pode ser feito em qualquer um ou em todos de vários pontos nos cálcu-los descritos abaixo. Por exemplo, se algum outro sinal além de pressãosangüínea arterial em si for usado como uma entrada, então, ele poderá ser

calibrado para pressão sangüínea, antes de seus valores serem usados nascomputações descritas abaixo. Em resumo, o fato que a invenção pode, emalguns casos, usar um sinal de entrada diferente de uma medição direta depressão sangüínea arterial não limita sua capacidade de gerar uma estimati-va acurada de CO. A única exigência desta invenção é que um sinal ou um

conjunto de dados igual a ou pelo menos tendo uma relação conhecida com(tal como sendo proporcional a) a pressão sangüínea do paciente pelo inter-valo de interesse (incluindo continuamente) deve ser tornado disponível parao sistema de processamento (veja abaixo) que realiza o condicionamento desinal e vários cálculos descritos abaixo.

Conforme é bem conhecido, e conforme é ilustrado na figura 4,

sinais analógicos, tal como P(t), podem ser digitalizados em uma seqüênciade valores digitais usando-se qualquer conversor de analógico para digital(ADC) padrão com um período de amostragem de ts. Em outras palavras,P(t), tO < t < tf, pode ser convertida usando-se métodos e circuitos conheci-dos, na forma digital P(k), k = 0, (n-1), onde tO e tf são os tempos inicial efinal, respectivamente, do intervalo de computação e n é o número de amos- trás de P(t) a serem incluídas nos cálculos, distribuídas usualmente de formauniforme pelo intervalo de computação.Modalidade de Windkessel de Dois Elementos

Conforme mencionado acima, a invenção assume uma aborda-gem de identificação de sistema em relação a um modelo do sistema de flu-

xo / pressão. Os protótipos da invenção que usam vários modelos de Wind-kessel foram testados de forma bem sucedida, de modo que a descrição dainvenção encontrada aqui se concentra primariamente em modalidades dainvenção que usam técnicas de identificação de sistema com base em dife-rentes versões de modelagem de Windkessel. O método geral de acordo

com a invenção pode ser aplicado para a implementação de muitos sistemasdiferentes para a estimativa de CO usando-se outros modelos também, con-tudo (incluindo modelos de ordem mais alta). A exigência principal é que omodelo possa ser reduzido para uma função de transferência discreta comparâmetros que possam ser determinados através de uma comparação re-

cursiva com o modelo de sinal de entrada descrito abaixo.

Uma primeira modalidade da invenção é baseada no modeloanalógico elétrico de resistência - capacitância de dois elementos simplesdo sistema arterial, isto é, o modelo de Windkessel simples mostrado na fi-gura 1. Lembre que, neste modelo, a complacência arterial é representada

pelo capacitor C, e a resistência periférica pelo resistor R. O fluxo sangüíneoé modelado pela corrente Q(t), e a pressão sangüínea P(t) é modelada pelavoltagem através do resistor R.

Para a realização das computações numericamente e para aestimativa do fluxo sangüíneo Q(t) (e, subseqüentemente, de CO) a partir da

pressão de pulso arterial periférica P(t), os valores para os parâmetros demodelo C e R devem ser conhecidos. A invenção estima os parâmetros demodelo e o fluxo de entrada Q(t) simultaneamente, com base em uma abor-15

dagem recursiva auto-regressiva paramétrica.

O modelo mostrado na figura 1 tem a função de transferência aseguir T(s) (a partir de fluxo para pressão) no domínio s:

R

1 + sRC

(Equação 7)

Uma vez que as computações em um sistema de processamen- to digital são realizadas nos sinais de pressão sangüínea digitalizados (istoé, P(k) ao invés de diretamente em P(t)), o modelo deve ser convertido nodomínio digital (domínio z). Para a conversão do modelo de tempo contínuopara tempo discreto, a aproximação a seguir é usada:

-

*s (Equação 8)

onde ts é o intervalo de amostragem.

transferência de tempo discreto a seguir:

1-

ts+T

(Equação 9)

onde x = RC.

A função de transferência da Equação 9 pode ser aproximadapor um modelo auto-regressivo de primeira ordem (modelo AR) tendo a for-15 ma a seguir:

b

1 + a-z-1

(Equação 10)

O coeficiente b assim representa um fator de ganho antecipadoou d.c. e o coeficiente a é um fator de ganho de feedback.

Note a simplicidade deste modelo de função de transferência, oqual tem apenas um pólo único, nenhum zero e corresponde ao modelo de Windkessel da "vida real". Embora o método desta invenção não esteja res-trito a um modelo de função de transferência não nulo de pólo único comoeste, isto ilustra que essa simplicidade é possível usando-se a invenção,com uma acurácia que não deve ser menor do que aquela obtida por Cohen,e possivelmente ainda melhor. Os inventores teorizam que isto é porque omodelo de entrada usado nesta invenção incorpora mais informação sobre ' cada ciclo de forma de onda de pressão do que.apenas sua área.

Os coeficientes de modelo a e b na Equação 10 podem ser es-timados usando-se métodos de identificação de sistema paramétrico conhe-cidos. De modo a aplicar uma abordagem de identificação de sistema, con-tudo, ambos o sinal de entrada e o sinal de saída do sistema devem ser co-

nhecidos. Dada a função de transferência do sistema, tal como a Equação10, e uma enésima estimativa dos parâmetros de função (tais como os (coe-ficientes a e b), rotinas de identificação de sistema tipicamente geram umsinal de saída (incluindo formas de onda) a partir do sinal de entrada) e, en-tão, comparam este sinal de saída com um sinal de saída observado real, e

computam diretamente (se a função for simples o bastante) ou, mais fre-qüentemente, ajustam de forma interativa os coeficientes, até uma diferençaentre os sinais de saída gerados e observados ser um mínimo em algumsentido quantitativo. Em outras palavras, estas rotinas computam os valoresdos parâmetros de função que proporcionam uma "melhor" combinação en-

tre as saídas geradas e observadas em qualquer sentido conhecido. Os va-lores de coeficiente que proporcionam esta melhor combinação são tomadoscomo a (n+1)-ésima estimativa. Assim sendo, na figura 5, o sinal de fluxo(entrada) discreto Q(k) é representando como a forma de onda 50, o sinal depressão (saída) discreto resultante P(k) é representado pela forma de onda

54, e a função de transferência relacionando as duas é mostrada como omódulo 52.

É preferível evitar a necessidade de uma pressão e de umtransdutor de fluxo, contudo. Sem um conhecimento real de fluxo, apenas asaída (o sinal de pressão sangüínea) é assumida como estando disponível para o sistema, com a entrada do sistema (fluxo sangüíneo) sendo desco-nhecida.

Por esta razão, ao invés de se usar um sinal de fluxo sangüíneomedido real como a entrada para o sistema, a invenção gera um trem decomponentes de forma de onda de entrada assumidas Q(i), que é assumidocomo se aproximando de perto dele, com os limites de tempo de cada com-ponente de forma de onda de entrada estando relacionados a pontos conhe- cidos da forma de onda de pressão sangüínea detectada. Os dois parâme-tros chaves na construção de uma componente de forma de onda de entradaassumida, conforme ilustrado nas figuras, são sua duração (a largura) e suaamplitude (a altura). Note que as componentes de forma de onda de entradaassumidas não são necessariamente impulsivas; em outras palavras, cada

componente de forma de onda de entrada assumida é definida por pelo me-nos dois parâmetros, tais como amplitude e largura temporal. Outros parâ-metros podem incluir características de formato (tais como para uma ondaquadrada, ondas triangulares tais como ondas de dente de serra, etc); am-plitude e freqüência para cada um de um conjunto de componentes de Fou-

rier; os m+1 coeficientes de um polinômio de ordem m; os 8 x n parâmetrosde um conjunto de n curvas de Bezier; os pontos finais (ou apenas as coor-denadas x ou y dos pontos finais) de segmentos de uma função de aproxi-madamente linear pedaço a pedaço, etc.

Veja a figura 6. Na versão de dois elementos preferida da inven-

ção, a duração de cada componente de forma de onda de entrada assumidaé regulada igual ao intervalo de tempo entre o começo de sístole, isto é, naou próxima da diástole Pdia, e a localização do valor de pico, isto é, na oupróxima da sístole Psys, da forma de onda de pressão no batimento atual.Assim, as três componentes de forma de onda de entrada assumida Q(1),

Q(2) e Q(3), na figura 6, estendem-se temporalmente a partir dos tempos ded1, d2, d3 para os tempos de p1, p2, p3, respectivamente.

De acordo com a Equação 7, a amplitude do fluxo Q(t) está rela-cionada à pressão de pulso arterial por um fator de ganho de R; portanto, aamplitude da forma de onda de entrada assumida, Qmax(t), é mais bem esti-

mada pela multiplicação do valor de pico a pico do sinal de pressão de pulsoarterial Pmax(t) por 1/R:<formula>formula see original document page 19</formula>

Para estimativa da resistência periférica R, a invenção usa umaabordagem de identificação de sistema paramétrico, na qual os coeficientes■ a e b da Equação 10 são estimados usando-se qualquer técnica conhecida,tal como uma regressão de mínimos quadrados. Conforme é conhecido, a forma pela qual estas rotinas trabalham é medir a diferença entre a forma deonda de saída observada (pressão) e a forma de onda de saída (p) que éproduzida pela aplicação da função de transferência com dados parâmetros(coeficientes ae b) para a forma de onda de entrada assumida (Q(i)). A roti-na então ajusta iterativamente (de modo usual) os coeficientes até um "me- lhor" ajuste ser encontrado de acordo com alguma métrica, tais como míni-mos quadrados.

A entrada e a saída do sistema sendo identificadas são, respec-tivamente, o trem de componentes de forma de onda de entrada assumidaQ(i), o qual é tomado como sendo uma aproximadamente do sinal de fluxoQ(t), e a pressão de pulso arterial medida P(t) (ou, a invés disso, sua repre-sentação P(k)). Uma vez que os coeficientes a e b são estimados, a inven-ção pode então calcular a resistência vascular, conforme se segue:

s (Equação 12)

onde a constante de tempo x é estimada usando-se a equação a seguir:

<formula>formula see original document page 19</formula>(Equação 13)

O valor da resistência periférica muda lentamente de batimentopara batimento; conseqüentemente, será suficiente, normalmente, usar umvalor único de R para o intervalo de medição inteiro de, por exemplo, 15 ou30 s. A invenção estima R continuamente, usando-se uma abordagem re-cursiva: o valor computado atual de R é usado para a estimativa da amplitu-de de cada componente de forma de onda de entrada assumida Q(i, k) notrem de componentes de forma de onda de entrada assumida Q(i) pelo pró-ximo intervalo de tempo, e assim por diante. O trem de componentes deforma de onda de entrada assumida Q(i) então é usada como a entrada para a rotina de identificação de sistema, a qual estima os novos coeficientes a e b da função de transferência e, portanto, o novo valor de R. Para o intervalo de tempo, isto é, inicialmente, qualquer valor inicial razoável de R pode ser assumido, e pode ser selecionado cm base em propriedades conhecidas de R, determinadas usando-se métodos de laboratório bem conhecidos, ou qualquer outra maneira conhecida. Por intervalos de tempo subseqüentes, o método converge para o valor apropriado de R. Para considerações práticas, para redução do efeito de qualquer variação em R e para garantir estabilida-10 de, ao invés do valor prévio de R, o valor médio dos N últimos intervalos de tempo pode ser usado, ao invés disso. Assim, para a enésima forma de onda de entrada assumida, a amplitude de cada componente de forma de onda Q(n, k) é estimada conforme se segue:

<formula>formula see original document page 20</formula>

onde kr é uma constante refletindo as inacurácias e o desvio do modelo de AR de primeira ordem assumido a partir do sistema arterial real.

Assim, em cada iteração, a invenção computa QmaxO, k) para cada componente de forma de onda de entrada assumida usando-se o valor médio dos N valores passados de R. Então, o trem de componentes de forma de onda de entrada assumida Q(i) é gerado com componentes tendo respectivas amplitudes Qmax(i, k). O trem de componentes de forma de onda de entrada assumida então é usado para a estimativa do valor atual de R, por exemplo, pelo uso da abordagem de identificação de sistema de mínimos quadrados aplicada ao modelo descrito pela Equação 10. Um valor de CO então pode ser computado usando-se a fórmula bem conhecida:

CO = MAP/R (Equação 15)

onde MAP é a pressão arterial média e R é o valor atual da resistência periférica. MAP pode ser computada de qualquer forma conhecida, por exemplo, tomando-se a média de valores de P(k) por um ou mais ciclos cardíacos (isto é, por um ou mais períodos de cavado a cavado ou outros da forma de ondade pressão discreta P(k)).

Note que a invenção estima CO sem a necessidade de se medir diretamente o sinal de entrada de modelo, isto é, o fluxo, e sem se precisar determinar um valor de complacência C. Ao invés disso, um sinal de entrada assumido é usado, e C é implícita na constante de tempo x, a qual em si é implícita nos coeficientes de modelo estimados de forma recursiva a e b.

Conforme ilustrado na figura 6, cada componente de forma de onda de entrada assumida Q(i) é uma onda quadrada simples. Isto tem a vantagem de simplicidade computacional e provou ser adequado em testes.

Mais ainda, mesmo as componentes de forma de onda de entrada assumida de onda quadrada descritas acima contêm uma informação não apenas sobre os valores e tempos de começo de sístole e pressão de pico da forma de onda atual, mas também de valores prévios de R; assim, se comparado com Cohen, as componentes de forma de onda de entrada assumida da invenção

codificam muito mais informação, e, assim, podem se basear em um modelo de função de transferência menos complicado (mesmo de pólo único, se desejado).

Um sinal de entrada de onda quadrada não é necessário para a invenção, contudo. Ao invés disso, outros formatos de componente de forma

de onda de entrada assumida poderiam ser usados que se aproximassem mais proximamente do perfil conhecido de fluxo, tal como é ilustrado aproximadamente na caixa 50 da figura 5. Por exemplo, uma componente de forma de onda de entrada assumida de dente de serra, de parábola completa ou meia, de onda de seno completa ou meia, uma forma de onda senoidal

compósita derivada por uma análise de Fourier a partir de perfis de fluxo conhecidos, uma aproximação polinomial, etc, poderia mais bem combinar a área sob a porção da forma de onda de fluxo que corresponde ao intervalo de tempo a partir do tempo de d1 para o tempo de p1. Se tais outras componentes de forma de onda de entrada assumida forem usadas, então, pro- gramadores versados, especialmente aqueles com um antecedente em análise numérica e o projeto de métodos de identificação de parâmetro de série de tempo, saberão como ajustar os vários algoritmos de otimização de modoconforme, por exemplo, pela inclusão de parâmetros adicionais relativos, por exemplo, ao formato ou ao número de componentes na função de aproximação para fluxo.

Também seria possível realizar as computações descritas aqui se usando os dados do conjunto de dados de forma de onda de pressão de entrada estendendo-se por mais de um ciclo de pressão e, por exemplo, determinar mais de uma componente de forma de onda de entrada assumida em um tempo. Mais ainda, cada componente de forma de onda de entrada assumida também poderia ser determinada de modo que fosse "mais larga"

do que é ilustrado na figura 6, isto é, ela não precisa terminar no tempo na ou próxima da sístole Psys, mas poderia mesmo se estender mais, mesmo sobre cada ciclo completo.

A segunda versão do método é baseada no modelo analógico de três elementos do sistema arterial mostrado na figura 2. Conforme explicado

acima, os três elementos deste modelo representam as três propriedades básicas do sistema arterial: RO - resistência característica aórtica; C - complacência vascular; e R - resistência periférica. Conforme mostrado na figura 7, contudo, o modelo do sistema arterial usado nesta modalidade da invenção também inclui um comutador de ação dupla de pólo único SW em série

entre a resistência RO e o capacitor C e a resistência R conectados em paralelo. Quando o comutador está em uma primeira posição (rotulada 1), o capacitor C é carregado pela corrente (fluxo de entrada sistólico aórtico) Qs(t) (= Q(t)) através da resistência RO. Quando o comutador está em uma segunda posição, o capacitor C se descarrega com a corrente (fluxo de saída

diastólico) Qd(t) através da resistência R.

Como na modalidade de dois elementos da invenção descrita acima, para a computação do fluxo de entrada a partir da pressão de pulso arterial, é necessário, primeiramente, estimar os valores dos parâmetros de modelo RO, C e R, direta ou implicitamente. Como fez Wesseling, esta mo-

dalidade da invenção se baseia nas hipóteses a seguir: durante uma sístoie (comutador SW na posição 1), o fluxo de entrada sistólico aórtico (Qs) é principalmente determinado pela constante de tempo xs = ROC: a resistênciaperiférica R não é uma determinante principal de fluxo de entrada sistólico. Durante uma diástole (comutador SW na posição 2), o fluxo de entrada é dissipado na periferia. O fluxo de saída diastólico Qd e o decaimento de pressão são essencialmente determinados pela constante de tempo xd = 5 ' RC. A complacência C é um parâmetro comum.em ambas as constantes de tempo. Esta hipótese é razoável, porque reflete os parâmetros fisiológicos vasculares reais: durante uma sístole, o ventrículo ejeta sangue na aorta complacente. Este sangue é armazenado em sístole e, na recuperação elástica na diástole, os vasos periféricos sofrem perfusão. De modo a se estima-

rem os parâmetros de modelo RO, C e R, a abordagem a seguir é usada:

Neste aspecto da invenção, a resistência periférica R e a constante de tempo do sistema x são primeiramente estimadas usando-se o modelo da figura 1 e a rotina de identificação de sistema recursiva descrita acima (Equações 12 e 13) é executada. Isto é possível de se fazer, porque, a

partir do ponto de vista de identificação de sistema, o efeito de RC é significativamente maior do que o efeito de ROC. Isto significa que a constante de tempo xd durante a diástole é significativamente maior do que a constante de tempo xs durante a sístole. Portanto, os resultados da estimativa de identificação de sistema refletirão principalmente os efeitos de R e C e a constante

de tempo x é estimada usando-se a identificação de sistema e a Equação 13 é de fato a constante de tempo durante a diástole Xd:

a

(Equação 16) Neste caso, a resistência periférica seria:

ts (Equação 17)

O trem de componentes de forma de onda de entrada assumida necessário para uma identificação de sistema é gerado usando-se uma a-25 bordagem similar como antes: cada componente de forma de onda de entrada assumida Q(i, k) está localizado no começo de uma sístole da forma de onda de pressão sangüínea e sua largura é regulada igual ao intervalo de tempo entre o começo de sístole e a localização do valor de pico da forma23

de onda de pressão no batimento atual (entre dois pontos di e pi na figura 6). A altura (amplitude) da componente é definida pelo modelo elétrico de três elementos, quando o comutador SW estiver na posição 1 (figura 7):

\KU(~) (Equação 18)

De modo a se estimar RO, a invenção usa a abordagem a seguir: Em primeiro lugar, a complacência C é estimada, usando-se as Equações 16 e 17:

(Equação 19)

RO então é calculada: i?0 = ^-

Q

(Equação 20)

A constante de tempo sistólica ts é estimada pela seleção de dois pontos na borda de subida dão forma de onda de pressão de pulso arte- rial (por exemplo, a 30% e a 70% do nível de diástole, respectivamente), conforme ilustrado na figura 8 e, então, aplicando-se qualquer rotina de otimização conhecida para minimização da função a seguir:

min

(Equação 21)

Conforme no caso prévio, as amplitudes Qmax(i, k) das componentes de forma de onda de entrada individuais são estimadas usando-se o 15 valor médio de RO pelos N últimos intervalos de tempo:

Smax *) =----:-7T' Pmax ("> *)

t Pr»-*

(Equação 22)

A saída cardíaca CO então pode ser calculada como antes, isto é, conforme na Equação 15. Calibração

Ambas as modalidades da invenção descritas acima finalmente 20 assumem uma determinação da constante kr nas Equações 14 e 22. Esta éuma constante de calibração, a qual reflete as inacurácias e os desvios devido aos modelos de AR de primeira ordem presumidos do sistema arterial.

A constante de calibração kr poderia ser estimada usando-se, por exemplo, um valor de CO medido por uma injeção de bolo ou qualquer' outro método de "padrão ouro". Neste caso, a. calibração poderia ser feita uma vez para o indivíduo / paciente atual no começo do registro e poderia permanecer efetiva por um longo tempo depois disso. Essas modalidades da invenção podem ser denominadas modalidades "with-cal" pelo fato de elas serem providas com um valor de kr que é obtido através de uma calibração externa. Resultados experimentais e estudos clínicos usando a invenção mostram que a versão "with-cal" do algoritmo oferece uma acurácia alta e uma tendência muito boa da saída cardíaca estimada.

Conforme as Equações 14 e 22 mostram, a constante de calibração kr está na recursão e, portanto, é afetada pelo feedback. O fato que a calibração é feita no laço de feedback, na recursão e no cálculo da média, torna o algoritmo menos sensível a erros na estimativa da constante de calibração. De fato, os inventores demonstraram experimentalmente que o erro no valor de CO estimado é proporcional à raiz quadrada do erro em kr. Por exemplo, se a kr estimada se desviar 30% da kr real, então, isto causará um desvio de apenas 5,5% na saída cardíaca estimada. Isto torna a invenção mais apropriada para uso em um modo "with-cal" ou um "no-cal" do que o são os métodos puramente lineares.

Aqui, o modo "no-cal" é, conforme seu nome implica, simplesmente um modo de operação da invenção no qual nenhum valor específico de paciente determinado empiricamente de kr é suprido de todo. Isto eliminaria a necessidade de calibração externa. Nesses casos, kr poderia ser regulada simplesmente para a unidade ou poderia ser regulada para um valor predeterminado experimentalmente, por exemplo, em uma população representativa de indivíduos ou de uma população de indivíduos representativa de alguma forma (tal como com respeito à idade, peso, sexo, patologia, etc.) do indivíduo / paciente atual.

Uma outra vantagem da invenção é que um benefício da depen-dência de erro de raiz quadrada é que é possível usar uma constante de ca-libração de média calculada para uma população inteira sob estudo. Por e-xemplo, em testes, os inventores foram capazes de usar um valor de kr de 1,4 e ainda foram capazes de manter o erro de deslocamento DC (desvio) 5 abaixo de 30% para 85% dos pacientes. Também, os inventores também propõem que métodos não invasivos, tais como ECG e bioimpedância podem ser usados para a estimativa de kr; mesmo nesses casos, a natureza da invenção a torna mais apropriada do que os sistemas da técnica anterior, uma vez que é menos sensível a qualquer erro na estimativa da constante de calibração. Vantagens

A invenção exibe várias vantagens em relação à técnica anterior. Algumas vantagens são mencionadas acima; outras incluem:

a) Alta acurácia: resultados em dados radiais e femorais animais e clínicos mostram que a invenção oferece uma acurácia significativamente

mais alta, quando comparada com os dispositivos competentes.

b) Tendência melhorada: resultados em dados radiais e femorais de animais mostram que mudanças na resistência periférica, por exemplo, após uma vasodilatação ou uma vasoconstrição são bem refletidos nas ten- dências de CO estimadas.

c) A invenção também pode ser usada em um modo "no-cal", isto é, sem um valor a priori da constante de calibração kr disponível.

d) No modo "no-cal", a invenção funciona bem, mesmo se uma constante de calibração média for usada (erro em 30% em 85% dos casos).

A acurácia do modo "no-cal" da invenção pode ser melhorada, contudo, se a constante de calibração kr for estimada usando-se um terceiro parâmetro: em um estudo animal, os inventores foram capazes de mostrar que a inclinação da borda de subida da forma de onda de pressão sangüínea pode ser usada para o agrupamento dos animais por suas constantes de calibração.

Os inventores propõem que esta técnica também pode ser usada em seres humanos, de modo que a constante de calibração de cada grupo de paciente seja usada para aquele paciente de acordo com as características do gru-po, tais como idade, massa corpórea, sexo, etc, isto é, características an-tropométricas padronizadas. Também, uma terceira medição poderia ser usada para a estimativa da constante de calibração; esta medição poderia ser baseada em técnicas diferentes, tais como EKG (QRS - Intervalo de começo de sístole) e bioimpedância (relação de. Volume - Complacência).

e) O método de acordo com a invenção é computacionalmente mais simples do que ou outros métodos de contorno de pulso existentes. Por exemplo, não há necessidade de detecção do entalhe dicrótico na forma de onda de pressão sangüínea, o que torna a invenção mais estável e menos sensível a erros, ruído e artefatos de movimento.

f) A invenção é capaz de estimar a resistência periférica R diretamente, sem a necessidade de derivação dela indiretamente a partir da constante de decaimento x. Isto é uma propriedade útil em aplicações que estimam outros parâmetros cardiovasculares que não, ou além de CO, com base em R. De fato, uma vez que R tem significância clínica por si, os aspectos da invenção descritos acima relativos à estimativa de R podem ser tudo que é necessário, em alguns casos. Componentes do Sistema

A figura 9 mostra os componentes principais de um sistema que implementa o método descrito acima para a detecção de pressão e o cálculo de CO de acordo com a invenção. A invenção pode ser incluída em um dispositivo de monitoração de paciente existente, ou ela pode ser implementada como um monitor dedicado. Conforme é mencionado acima, a pressão ou algum outro sinal de entrada proporcional à pressão pode ser detectado de qualquer uma ou, de fato, ambas de duas formas: de forma invasiva e não invasiva. Simplesmente porque é antecipado ser a implementação mais comum da invenção, o sistema é descrito como medindo a pressão sangüínea em oposição a algum outro sinal de entrada que seja convertido em pressão.

A figura 9 mostra ambos os tipos de detecção de pressão em nome da concisão; na maioria das aplicações práticas da invenção, uma ou várias variações tipicamente serão implementadas. Em aplicações invasivas da invenção, um sensor de pressão convencional 100 é montado em umcateter 110, o qual é inserido em uma artéria 120 de uma porção 130 do corpo de um paciente humano ou animal. Essa artéria poderia ser uma aorta ascendente ou uma artéria pulmonar ou, de modo a se reduzir o nível de invasão, a artéria 120 poderia ser periférica, tal como a artéria femoral, radial 5 ou braquial. Nas aplicações não invasivas da invenção, um sensor de pressão convencional 200, tal como uma sonda de pressão sangüínea fotople-tismográfica, é montado externamente de qualquer maneira convencional, por exemplo, usando-se uma dedeira pletismográfica em torno de um dedo 230 ou um transdutor montado no pulso do paciente. A figura 9 mostra es-

quematicamente ambos os tipos.

Os sinais dos sensores 100, 200 são passados através de quaisquer conectores conhecidos como entradas para um sistema de processamento 300, o qual inclui um ou mais processadores 350 e um outro hardware de suporte, tal como uma memória 301, e um software de sistema

(não mostrado) usualmente incluído para processamento de sinais e execução de código. A invenção pode ser implementada usando-se um computador pessoal modificado padronizado, ou ela pode ser incorporada em um sistema de monitoração especializado maior. Nesta invenção, o sistema de processamento 300 também pode incluir ou ser conectado a um circuito de

condicionamento 302, o qual realiza tarefas de processamento de sinal normais tais como amplificação, filtração, classificação, etc, conforme necessário.

O sinal de pressão de entrada detectado, condicionado P(t) então é convertido em forma digital por um conversor de analógico para digital

convencional ADC 304, o qual tem ou pega sua referência de tempo de um circuito de relógio 305. Conforme é bem compreendido, a freqüência de a-mostragem do ADC 304 deve ser escolhida com respeito ao critério de Ny-quist, de modo a se evitar uma distorção com efeito de escada ("aliasing") do sinal de pressão; este procedimento é bem conhecido na técnica de proces-

samento de sinal digital. A saída do ADC 304 será uma representação discreta do sinal de pressão P(t), cujos valores amostrados podem ser armazenados em um circuito de memória convencional (não mostrado).Um módulo de pré-processamento de sinal 306 preferencialmente é incluído, com rotinas para a provisão desse pré-processamento conhecido como uma filtração digital para uma remoção de ruído geral (em oposição a de intervalo em intervalo), para rejeição de artefato de movimento, de- tecção de batimento de pulso (se necessário),.para rejeição de batimentos ruins, etc. Este módulo também pode ser implementado total ou parcialmente em hardware. Um circuito conhecido pode ser incluído para indicar, por exemplo, que a intensidade de sinal é baixa demais, e que os valores de medição enviados não são confiáveis. Assim, o módulo 306 também pode ser localizado de modo funcional, total ou parcialmente, antes do ADC 304. A saída do módulo 306 é mostrada como P(k), uma vez que, se o módulo de pré-processamento 306 for incluído de todo, seus valores formarão o conjunto de dados correspondente a uma pressão que é usado nas computações descritas acima.

Os valores P(k) são passados para (usualmente acessados a

partir de uma memória por) um módulo de software 310 compreendendo um código executável em computador para a determinação da pressão e de parâmetros de tempo usados nas computações para o modelo escolhido. Para o modelo de dois elementos descrito acima, estes serão o valor de pressão máxima Pmax, pi e di; para o modelo de três elementos, P1, P2, t1 e t2 são determinados.

Ainda um outro módulo 311 computa a pressão arterial média MAP pelo intervalo de computação escolhido, tal como um ciclo cardíaco, o qual pode ser disparado por qualquer dispositivo de hardware conhecimento e/ou rotina de software 340 que detecte freqüência cardíaca ou pelo menos sinalize o começo de um ciclo cardíaco. Note que as modalidades da invenção descritas acima não requerem estritamente qualquer informação sobre o começo e o fim de formas de onda de pressão durante um outro intervalo de computação além do que pode ser derivado a partir das formas de onda de pressão em si. A rotina de monitoração de freqüência cardíaca ou o dispositivo, portanto, é opcional, embora possa ser útil como uma forma para se verificar que as formas de onda de pressão estão corretamente delimitadas.Uma vez que os valores de Pmax, pi e di estão disponíveis a partir da forma de onda de pressão atual, isto é, para o ciclo cardíaco atual, a componente de forma de onda de entrada assumida atual correspondente Q(i, k) pode ser gerada, conforme descrito acima, e adicionada ao trem de 5 componentes de forma de onda de entrada assumida. Um módulo 312 é i-lustrado na figura 9, que gera as componentes de forma de onda de entrada assumida.

Um módulo de identificação de parâmetro de sistema 313 toma a forma de onda de pressão discreta P(k) e o trem de componentes de forma

de onda de entrada assumida Q(i) como entradas. Conforme descrito acima, este módulo computa os coeficientes ae bque em cada ciclo cardíaco produzem uma função de transferência que gera melhor o sinal de pressão observado P(t) em qualquer sentido escolhido, tal como mínimos quadrados. Uma vez que os coeficientes a e b sejam computados, eles são passados

como parâmetros de entrada para um outro módulo 315, o qual calcula um valor de R e, dependendo da modalidade implementada, também xs. O valor de R (e de xs, se necessário) é passado para o módulo de geração de componente de forma de onda de entrada assumida (ou, mais geralmente, a forma de onda de fluxo de entrada) 312, e para um outro módulo 330, que

realiza os cálculos indicados acima, para a computação do valor cardiovas-cular de interesse, tal como um valor de CO, um valor que é derivado a partir de CO, etc. Ainda um outro módulo 316-0 qual na maioria dos casos será simplesmente uma posição de memória - prove para o módulo 312 a constante de calibração kr, a qual pode ser determinada conforme descrito acima.

Os módulos de software 310, 311, 312, 313, 315, 316 e 330 po-

dem ser programados usando-se técnicas conhecidas. Obviamente, qualquer um ou todos estes módulos podem ser combinados, mesmo em um corpo único de código; eles são mostrados separadamente em nome da clareza. De fato, todos e quaisquer dos módulos ilustrados podem ser imple-

mentados simplesmente como rotinas em um componente de software de estimativa único 370, o qual obviamente pode ser combinado com outros componentes de software do sistema de processamento 300, conforme de-sejado. Mais ainda, todos e quaisquer dos componentes de software da invenção também podem ser armazenados como instruções executáveis em computador em qualquer forma de meio que pode ser lido em computador (CD ROM, memória ou espaço em disco tornado disponível para transferência, etc.) para carregamento para e execução por sistemas de processamento diferentes.

Uma vez que uma estimativa de CO tenha sido computada, ela é passada para qualquer dispositivo de saída desejado 500, tal como um monitor visível por usuário, e exibida, armazenada ou transmitida em qualquer formato escolhido. Um dispositivo de entrada 400 preferencialmente também é incluído para permitir que o usuário introduza, por exemplo, a constante de calibração kr, uma informação administrativa e específica de paciente, para ajuste da exibição, para escolha do intervalo de computação, etc. Formas de onda de entrada de fluxo assumidas construídas dinamicamente

Foi mencionado acima que a forma de onda de fluxo de entrada assumida Q(i) não precisa ser uma onda quadrada, mas, ao invés disso, poderia ser outro formato cuja amplitude e duração sejam ajustadas de acordo com a forma de onda de pressão atual. Também seria possível postular, para cada ciclo de pressão, uma forma de onda de fluxo de entrada assumidacujo formato seja mais geralmente ajustável, com parâmetros de formato que sejam determinados como parte da otimização inerente no procedimento de identificação de sistema. Em outras palavras, os parâmetros definindo o formato de cada componente de forma de onda de entrada assumida poderiam ser incluídos, juntamente com os parâmetros definindo o modelo darelação (tal como a função de transformada) entre a forma de onda de fluxo de entrada assumida e o conjunto de dados de forma de onda de pressão atual, como parâmetros de otimização de uma rotina de identificação única. Os parâmetros de ambas então podem ser determinados simultaneamente para a produção de uma forma de onda de fluxo de entrada assumida ótimae um modelo ótimo, conforme definido de acordo com qualquer métrica escolhida, tal como mínimos quadrados.

O formato aproximado de um perfil de fluxo de batimento embatimento é conhecido. Veja, por exemplo, a caixa 50 na figura 5, a qual ilustra uma forma de onda de fluxo característica. Apenas como um exemplo, uma forma de onda de fluxo "genérica" inicial Q(i, 0) poderia ser definida como uma representação discreta (amostrada) da parábola:

Q(t) = c2*x2 + d*x + cO

onde x = [t - (tsys - offsef)], isto é, o tempo medido em relação ao tempo de pressão máxima. Os parâmetros c2 (o qual usualmente será negativo), d e cO e mesmo offset poderiam então ser incluídos como quatro de seis parâmetros de otimização na rotina de identificação de sistema usada também para estimativa de valores ótimos aebno modelo de função de transferência.

O resultado da otimização numérica então será de parâmetros definindo não apenas os valores ótimos a e b, mas, também, os parâmetros definindo uma aproximação parabólica ótima da forma de onda de fluxo de

entrada. Em outras palavras, pela relaxação da hipótese de um formato de forma de onda de fluxo fixo (tal como uma onda quadrada com uma duração e uma amplitude definidas antes da identificação do sistema) ainda mais, a invenção assim determinaria não apenas qual função de transferência, mas também qual forma de onda de entrada (não necessariamente parabólica)

mais provavelmente (no sentido de qualquer métrica escolhida, tal como mínimos quadrados) levou à forma de onda de pressão observada. A integração pela forma de onda de fluxo de entrada aproximada então pode prover uma estimativa do fluxo total pelo ciclo de pressão.

Outras funções de aproximação para um fluxo de entrada pode-

riam ser também determinadas, obviamente, desta maneira. Por exemplo, um polinômio de ordem mais alta poderia ser usado. Como ainda um outro exemplo, a forma de onda de fluxo de entrada inicial poderia ser assumida como sendo um conjunto de curvas de Bezier, de modo que as posições de dois pontos finais de cada curva e dois pontos de controle (para um total de

oito parâmetros de otimização por curva) pudessem ser tornadas os parâmetros que são computados na etapa de otimização da rotina de identificação do sistema. Ainda um outro exemplo seria das amplitudes de ondas seno decomponente predeterminadas inicialmente através de uma análise de Fouri-er de formas de onda de fluxo de entrada realmente medidas representativas. Ainda outras funções de aproximação obviamente ocorreriam àqueles versados na técnica de identificação do sistema e técnicas de reconstrução. Outras funções de aproximação para um fluxo de entrada tam-

bém poderiam ser determinadas, obviamente, desta maneira. Por exemplo, um polinômio de ordem mais alta poderia ser usado. Como ainda um outro exemplo, a forma de onda de fluxo de entrada inicial poderia ser assumida como sendo um conjunto de curvas de Bezier, de modo que as posições de

dois pontos finais de cada curva e dois pontos de controle (para um total de oito parâmetros de otimização por curva) pudessem ser tornadas os parâmetros que são computados na etapa de otimização da rotina de identificação do sistema. Ainda um outro exemplo seria das amplitudes de ondas seno de componente predeterminadas inicialmente através de uma análise de Fouri-

er de formas de onda de fluxo de entrada realmente medidas representativas. Ainda outras funções de aproximação obviamente ocorreriam àqueles versados na técnica de identificação do sistema e técnicas de reconstrução.

Seria mesmo possível usar o método de acordo com a invenção primariamente para determinar uma aproximação funcional ótima de fluxo:

assuma que se tenha determinado de alguma forma (ou mesmo usando a invenção por ciclos anteriores) os parâmetros definindo o modelo de função de transferência da resposta de pressão P(t) a um fluxo de entrada Q(t). Por exemplo, os parâmetros podem ter sido determinados de um modelo de Windkessel aórtico de n elementos que se assume que seja suficientemente

acurado. Os parâmetros definindo o formato geral (tal como polinomial, se-noidal, linear pedaço a pedaço, etc.) de um fluxo de entrada assumido poderiam então ser otimizados usando-se o procedimento de identificação de sistema descrito acima. Para cada ciclo ou grupo de ciclos, um formato específico de um modelo de fluxo de entrada ótimo (isto é, uma função) então seria

determinado mesmo sem uma otimização simultânea ou um ajuste de quaisquer coeficientes de modelo de função de transferência que sejam. Um fluxo cardíaco então pode ser estimado a partir da forma de onda de fluxo deentrada assumida de forma direta ou possivelmente após um escalonamento; qualquer escalonamento necessário pode ser determinado usando-se métodos conhecidos.

Outras funções de aproximação para um fluxo de entrada tam-5 bém poderiam ser determinadas, obviamente, desta maneira. Por exemplo, um polinômio de ordem mais alta poderia ser usado. Como ainda um outro exemplo, a forma de onda de fluxo de entrada inicial poderia ser assumida como sendo um conjunto de curvas de Bezier, de modo que as posições de dois pontos finais de cada curva e dois pontos de controle (para um total de

oito parâmetros de otimização por curva) pudessem ser tornadas os parâmetros que são computados na etapa de otimização da rotina de identificação do sistema. Ainda um outro exemplo seria das amplitudes de ondas seno de componente predeterminadas inicialmente através de uma análise de Fouri-er de formas de onda de fluxo de entrada realmente medidas representati-

vas. Ainda outras funções de aproximação obviamente ocorreriam àqueles versados na técnica de identificação do sistema e técnicas de reconstrução.

Seria mesmo possível usar o método de acordo com a invenção primariamente para determinar uma aproximação funcional ótima de fluxo: assuma que se tenha determinado de alguma forma (ou mesmo usando a

invenção por ciclos anteriores) os parâmetros definindo o modelo de função de transferência da resposta de pressão P(t) a um fluxo de entrada Q(t). Por exemplo, os parâmetros podem ter sido determinados de um modelo de Windkessel aórtico de n elementos que se assume que seja suficientemente acurado. Os parâmetros definindo o formato geral (tal como polinomial, se-

noidal, linear pedaço a pedaço, etc.) de um fluxo de entrada assumido poderiam então ser otimizados usando-se o procedimento de identificação de sistema descrito acima. Para cada ciclo ou grupo de ciclos, um formato específico de um modelo de fluxo de entrada ótimo (isto é, uma função) então seria determinado mesmo sem uma otimização simultânea ou um ajuste de

quaisquer coeficientes de modelo de função de transferência que sejam. Um fluxo cardíaco então pode ser estimado a partir da forma de onda de fluxo de entrada assumida de forma direta ou possivelmente após um escalonamen-to; qualquer escalonamento necessário pode ser determinado usando-se métodos conhecidos.

Um conhecimento de um modelo de fluxo pode ser útil por si mesmo, mas também pode ser combinado com uma outra informação para a ' provisão de outros indicadores de diagnóstico. Por exemplo, a integração da forma de onda de fluxo de entrada assumida por.um ciclo cardíaco produzirá uma estimativa de volume de ictus cordis (SV). Note que esta estimativa de SV não requer um conhecimento de diâmetro arterial ou de área de seção transversal, como o fazem muitos outros sistemas de estimativa de SV.

Claims (43)

1. Método para determinação de um parâmetro cardiovascular igual a ou derivável a partir de uma saída cardíaca (CO), que compreende:a introdução de um conjunto de dados de forma de onda de pressão atual correspondente a uma pressão sangüínea arterial por um ciclo de pressão atual;a determinação de parâmetros de definição de uma forma de onda de fluxo de entrada assumida como uma função de um valor de resistência periférica determinado para pelo menos um ciclo de pressão prévio; a determinação de parâmetros de modelo de um modelo de umarelação entre a forma de onda de fluxo de entrada assumida e o conjunto de dados de forma de onda de pressão atual;a computação de um valor de resistência periférica atual como uma função dos parâmetros de modelo; e a computação de uma estimativa do parâmetro cardiovascularcomo uma função do valor de resistência periférica atual e do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

2. Método, de acordo com a reivindicação 1, que compreende adicionalmente a determinação dos parâmetros de definição da forma de onda de fluxo de entrada assumida também como uma função de características de formato do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

3. Método, de acordo com a reivindicação 2, no qual a forma de onda de fluxo de entrada assumida é uma série de formas de onda de componente, com uma forma de onda de componente por ciclo de pressão.

4. Método, de acordo com a reivindicação 3, no qual:os parâmetros de definição incluem duração e amplitude; e a duração da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual é regulada pelo menos aproximadamente igual a um intervalo de tempo entre começo de sístole e sístole no conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

5. Método, de acordo com a reivindicação 4, que compreende adicionalmente:a estimativa de uma constante de tempo diastólica como um produto de uma taxa de amostragem na qual o conjunto de dados de forma de onda de pressão é derivado como uma função de um parâmetro de feed-back de modelo;a estimativa de um valor de complacência arterial como uma relação da constante de tempo diastólica e do valor de resistência periférica;a estimativa da constante de tempo diastólica a partir de pontos escolhidos no conjunto de dados de forma de onda de pressão atual;a computação de um valor de resistência característica aórtica como uma relação da constante de tempo sistólica e do valor de complacência arterial;a regulagem da amplitude da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual para ser inversamente proporcional ao quadrado de uma função de pelo menos um valor de resistência característica aórtica.

6. Método, de acordo com a reivindicação 5, que compreende adicionalmente:a computação da média de uma pluralidade de valores de resistência característica aórtica, os quais incluirão pelo menos um valor de resistência característica aórtica estimado para um ciclo prévio; a regulagem da amplitude da componente de forma de onda para o ciclo de pressão atual para ser inversamente proporcional ao quadrado do produto da média e de uma constante de calibração.

7. Método, de acordo com a reivindicação 6, que compreende adicionalmente a regulagem da amplitude da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual para ser inversamente proporcional ao produto da média, da constante de calibração e do valor de complacência arterial.

8. Método, de acordo com a reivindicação 3, no qual a forma de onda de fluxo de entrada assumida compreende um trem de sinais de onda quadrada, cada um formando uma respectiva das formas de onda de componente.

9. Método, de acordo com a reivindicação 3, que compreende adicionalmente:a regulagem da amplitude da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual para ser proporcional a um valor de pico a pico do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual e inversamente proporcional a uma função do valor de resistência periférica atual.

10. Método, de acordo com a reivindicação 9, que compreendeadicionalmente:a determinação de um valor médio de uma pluralidade de valores de resistência periférica previamente estimados; ea regulagem da amplitude da forma de onda de componente pa-10 ra o ciclo de pressão atual para ser proporcional ao valor de pico a pico e inversamente proporcional ao valor médio.

11. Método, de acordo com a reivindicação , que compreende adicionalmente:a determinação de uma constante de calibração; e a regulagem da amplitude da forma de onda de componente pa-ra o ciclo de pressão atual para ser proporcional ao valor de pico a pico e inversamente proporcional ao valor médio escalonado pela constante de calibração.

12. Método, de acordo com a reivindicação 1, no qual: o modelo é uma representação auto-regressiva discreta de ummodelo de Windkessel de elemento múltiplo da aorta; eos parâmetros de modelo são coeficientes da representação auto-regressiva discreta.

13. Sistema para a determinação de um valor cardiovascular igual a ou derivável a partir da saída cardíaca (CO), que compreende:um arranjo gerando um conjunto de dados de forma de onda de pressão atual correspondente à pressão sangüínea arterial por um ciclo de pressão atual;um sistema de processamento, que inclui: um módulo de geração de forma de onda de fluxo de entradacompreendendo um código executável em computador para a determinação de parâmetros de definição de uma forma de onda de fluxo de entrada as-sumida como uma função de um valor de resistência periférica determinado para pelo menos um ciclo de pressão prévio;um módulo de identificação de parâmetro de sistema compreendendo um código executável em computador para a determinação de parâ- ' metros de modelo de um modelo de uma relação entre a forma de onda de fluxo de entrada assumida e o conjunto de dados de forma de onda de pressão atual;um módulo de computação de parâmetro de modelo compreendendo um código executável em computador para a computação de um va- lor de resistência periférica atual como uma função dos parâmetros de modelo; eum módulo de computação de valor cardiovascular compreendendo um código executável em computador para a computação de uma estimativa do parâmetro cardiovascular como uma função do valor de resis- tência periférica atual e do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

14. Sistema, de acordo com a reivindicação 13, no qual o módulo de identificação de parâmetro de sistema é adicionalmente provido com um código executável em computador para a determinação de parâmetros de definição da forma de onda de fluxo de entrada assumida também como uma função de características de formato do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

15. Sistema, de acordo com a reivindicação 14, no qual a forma de onda de fluxo de entrada assumida é uma série de formas de onda de componente, com uma forma de onda de componente por ciclo de pressão.

16. Sistema, de acordo com a reivindicação 15, no qual:os parâmetros de definição incluem duração e amplitude; e a duração da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual é regulada como aproximadamente igual ao intervalo de tempo entre começo de sístole e sístole no conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

17. Sistema, de acordo com a reivindicação 15, no qual o módulo de geração de forma de onda de fluxo de entrada é adicionalmente provi-do para regulagem da amplitude da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual para ser proporcional a um valor de pico a pico do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual e inversamente proporcional a uma função do valor de resistência periférica atual.

18. Sistema, de acordo com a reivindicação 17, que compreendeadicionalmente:um módulo de cálculo de média que compreende um código e-xecutável em computador para a determinação de um valor médio de uma pluralidade de valores de resistência periférica previamente estimados; no qual um módulo de geração de forma de onda de fluxo deentrada é adicionalmente provido para a regulagem da amplitude da forma de onda de componente para o ciclo de pressão atual para ser proporcional ao valor de pico a pico e inversamente proporcional ao valor médio.

19. Sistema, de acordo com a reivindicação 18, que compreende 15 adicionalmente:um módulo de calibração determinando uma constante de cali-bração;no qual o módulo de geração de forma de onda de fluxo dé entrada é adicionalmente provido para a regulagem da amplitude da forma de 20 onda de componente para o ciclo de pressão atual para ser proporcional ao valor de pico a pico e inversamente proporcional ao valor médio escalonado pela constante de calibração.

20. Sistema, de acordo com a reivindicação 16, no qual a forma de onda de fluxo de entrada assumida é um trem de sinais de onda quadra- da, cada um formando uma respectiva das formas de onda de componente.

21. Sistema, de acordo com a reivindicação 13, no qual:o modelo é uma representação auto-regressiva discreta de um modelo de Windkessel de elemento múltiplo da aorta; eos parâmetros de modelo são coeficientes da representação au-30 to-regressiva discreta.

22. Método para a determinação de um parâmetro cardiovascu-lar, que compreende:a introdução de um conjunto de dados de forma de onda de pressão atual correspondente à pressão sangüínea arterial por pelo menos um ciclo de pressão atual;a determinação de parâmetros de definição de uma forma de ' onda de fluxo de entrada não impulsiva assumida como uma função de pelo menos um valor de caracterização de formato nos dados de forma de onda de pressão atual;a determinação de parâmetros de modelo de um modelo cardio-vascular de fluxo para pressão; e a computação de uma estimativa do parâmetro cardiovascularcomo uma função dos parâmetros de modelo determinados.

23. Método, de acordo com a reivindicação 22, no qual a forma de onda de fluxo de entrada assumida é uma série de componentes de forma de onda de entrada assumida.

24. Método, de acordo com a reivindicação 23, no qual as com-ponentes de forma de onda de entrada assumida são escolhidas a partir do grupo de funções compreendendo ondas quadradas, ondas em dente de serra, polinômios, funções lineares pedaço a pedaço, pelo menos uma curva de Bezier e pelo menos uma curva de componente senoidal.

25. Método, de acordo com a reivindicação 22, no qual o parâ-metro cardiovascular é o fluxo sangüíneo.

26. Método, de acordo com a reivindicação 22, no qual o parâmetro cardiovascular é a saída cardíaca.

27. Método, de acordo com a reivindicação 22, no qual o parâ- metro cardiovascular é derivável a partir da saída cardíaca, o método aindacompreendendo a computação de uma estimativa de saída cardíaca como uma função dos parâmetros de modelo determinados como uma computação preliminar para a computação do parâmetro cardiovascular.

28. Sistema de processamento para a determinação de um valor cardiovascular igual a ou derivável partir da saída cardíaca (CO), que compreende:um arranjo gerando um conjunto de dados de forma de onda depressão atual correspondente a uma pressão sangüínea arterial por um ciclo de pressão atual;um módulo de geração de forma de onda de fluxo de entrada compreendendo um código executável em computador para a determinação de parâmetros de definição de uma forma de onda de fluxo de entrada assumida como uma função de pelo menos um valor de caracterização de formato no conjunto de dados de forma de onda de pressão atual'um módulo de identificação de parâmetro de sistema compreendendo um código executável em computador para a determinação de parâ-10 metros de modelo de um modelo de uma relação entre a forma de onda de fluxo de entrada assumida e o conjunto de dados de forma de onda de pressão atual;um módulo de computação de parâmetro de modelo compreendendo um código executável em computador para a computação de um va-15 lor de resistência periférica atual como uma função dos parâmetros de modelo; eum módulo de composição de valor cardiovascular compreendendo um código executável em computador para a computação de uma estimativa do parâmetro cardiovascular como uma função dos parâmetros 20 de modelo predeterminados.

29. Sistema de processamento, de acordo com a reivindicação 28, no qual a forma de onda de fluxo de entrada assumida é uma série de componentes de forma de onda de entrada assumida.

30. Sistema de processamento, de acordo com a reivindicação 25 29, no qual as componentes de forma de onda de entrada assumida são escolhidas a partir do grupo de funções compreendendo ondas quadradas, ondas em dente de serra, polinomios, funções lineares pedaço a pedaço, pelo menos uma curva de Bezier e pelo menos uma curva de componente senoidal.

31. Sistema de processamento, de acordo com a reivindicação28, no qual o parâmetro cardiovascular é o fluxo sangüíneo.

32. Sistema de processamento, de acordo com a reivindicação` 28, no qual o parâmetro cardiovascular é a saída cardíaca.

33. Sistema de processamento, de acordo com a reivindicação 28, no qual o parâmetro cardiovascular é derivável a partir da saída cardíaca, no qual o módulo de computação de valor cardiovascular ainda é provido' para a computação de uma estimativa de saída cardíaca como uma função dos parâmetros de modelo determinados como uma computação preliminar para a computação do parâmetro cardiovascular.

34. Método para a determinação de fluxo cardíaco, que compreende: a introdução de um conjunto de dados de forma de onda depressão atual correspondente a uma pressão sangüínea arterial por pelo menos um ciclo de pressão atual;a determinação de parâmetros de modelo de um modelo cardiovascular de fluxo para pressão; a determinação dos parâmetros de definição de uma forma de onda de fluxo de entrada assumida pela computação de um conjunto dos parâmetros de definição que, quando transformados de acordo com o modelo cardiovascular, mais proximamente produz o conjunto de dados de forma de onda de pressão atual em um sentido predeterminado; e a estimativa do fluxo cardíaco como uma função da forma deonda de fluxo de entrada assumida.

35. Método, de acordo com a reivindicação 34, que compreende adicionalmente a estimativa de volume de ictus cordis cardíaco pela integração da forma de onda de fluxo de entrada assumida por pelo menos um ciclo de pressão.

36. Método, de acordo com a reivindicação 34, que compreende adicionalmente a determinação dos parâmetros de modelo separadamente dos parâmetros de definição da forma de onda de fluxo de entrada assumida.

37. Método, de acordo com a reivindicação 36, que compreendeadicionalmente a pré-determinação dos parâmetros de modelo independentemente do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

38. Método, de acordo com a reivindicação 36, que compreende adicionalmente a determinação dos parâmetros de definição da forma de onda de fluxo de entrada assumida e dos parâmetros de modelo do modelo cardiovascular de fluxo para pressão simultaneamente, em uma otimização única.

39. Sistema de processamento para a determinação de fluxo cardíaco, que compreende:um módulo de geração de forma de onda de fluxo de entrada compreendendo um código executável em computador para a introdução de um conjunto de dados de forma de onda de pressão atual correspondente a uma pressão sangüínea arterial por pelo menos um ciclo de pressão atual;um módulo de computação de parâmetro de modelo compreendendo um código executável em computador para a determinação de parâmetros de modelo de um modelo cardiovascular de fluxo para pressão; a determinação dos parâmetros de definição de uma forma de onda de fluxo de entrada assumida pela computação de um conjunto dos parâmetros de definição que, quando transformados de acordo com o modelo cardiovascular, mais proximamente produz o conjunto de dados de forma de onda de pressão atual em um sentido predeterminado; e um módulo de computação de valor cardiovascular que compre-ende um código executável em computador para a estimativa do fluxo cardíaco como uma função da forma de onda de fluxo de entrada assumida.

40. Sistema, de acordo com a reivindicação 39, no qual o módulo de computação de parâmetro de modelo ainda é provido para a estimativa do volume de ictus cordis cardíaco pela integração da forma de onda de fluxo de entrada assumida por pelo menos um ciclo de pressão.

41. Sistema, de acordo com a reivindicação 39, no qual o módulo de computação de parâmetro de modelo ainda é provido para a determinação dos parâmetros de modelo separadamente dos parâmetros de defini- ção da forma de onda de fluxo de entrada assumida.

42. Sistema, de acordo com a reivindicação 41, no qual o módulo de computação de parâmetro de modelo pré-armazena os parâmetros demodelo independentemente do conjunto de dados de forma de onda de pressão atual.

43. Sistema, de acordo com a reivindicação 41, no qual o módulo de geração de forma de onda de fluxo de entrada e o módulo de computação de parâmetro de modelo são porções de um corpo único de código executável em computador provido para a determinação dos parâmetros de definição da forma de onda de fluxo de entrada assumida e os parâmetros de modelo do modelo cardiovascular de fluxo para pressão simultaneamente, em uma otimização única.