BRPI0904612A2 - aparelho para determinar pelo menos um parámetro fisiológico de um paciente e método para determinar pelo menos um parámetro fisiológico de um paciente - Google Patents

Abstract

APARELHO PARA DETERMINAR PELO MENOS UM PARáMETRO FISIOLóGICO DE UM PACIENTE E MéTODO PARA DETERMINAR PELO MENOS UM PARáMETRO FISIOLóGICO DE UM PACIENTE. Aparelho para determinar parâmetros fisiológicos de um paciente (6) que compreende um sensor de pressão adaptado para prover leituras de uma pressão arterial de dito paciente (6), que são armazenadas como pelo menos uma curva de pressão ao longo do tempo ou uma derivada da mesma, com respeito ao tempo, e meios de avaliação (4) adaptados para determinar, a partir de dita curva de pressão ou de dita derivada, pelo menos uma variável de estado de atividade cardíaca representando a atividade cardíaca ao longo do tempo e/ou a variação da atividade cardíaca ao longo do tempo e para determinar pelo menos uma variável de estado de pré-carga cardíaca representando a pré-carga cardíaca ao longo do tempo e/ou a variação da pré-carga cardíaca ao longo do tempo. Os meios de avaliação (4) são ainda adaptados para determinar dito parâmetro fisiológico como uma soma de uma pluralidade de termos de soma, sendo que pelo menos uma delas é uma função monótona de uma variável de estado de atividade cardíaca e pelo menos uma outra é uma função monótona de uma variável de estado de pré-carga cardíaca.

Description

"APARELHO PARA DETERMINAR PELO MENOS UM PARÂMETROFISIOLÓGICO DE UM PACIENTE E MÉTODO PARA DETERMINAR PELOMENOS UM PARÂMETRO FISIOLÓGICO DE UM PACIENTE".A presente invenção refere-se a um aparelho paradeterminar pelo menos um parâmetro fisiológico de umpaciente. Em especial, a invenção refere-se a um aparelhopara determinar pelo menos um parâmetro fisiológico de umpaciente, que compreende um dispositivo sensor de pressãoadaptado para prover leituras da pressão arterial de ditopaciente, meios de armazenamento para armazenar ditasleituras, como pelo menos uma curva de pressão ao longodo tempo ou uma derivada da mesma em relação ao tempo emeios de avaliação adaptados para determinar, a partir dedita curva de pressão ou de dita derivada, pelo menos umavariável do estado de atividade cardíaca, representando aatividade cardíaca e/ou a variação da atividade cardíacaao longo do tempo, e ditos meios de avaliação sendoadicionalmente adaptados para determinar pelo menos umavariável do estado de pré-carga cardíaca representando apré-carga cardíaca ao longo do tempo e/ou a variação depré-carga cardíaca ao longo do tempo.

Adicionalmente, a invenção também refere-se a um métodopara determinar pelo menos um parâmetro fisiológico daleitura de um paciente em leituras da pressão arterial dedito paciente, armazenar ditas leituras como pelo menosuma curva de pressão ao longo do tempo ou uma derivada damesma com respeito ao tempo, e determinar, a partir dedita curva de pressão ou dita derivada, pelo menos umavariável de estado de atividade cardíaca representando aatividade cardíaca e/ou a variação da atividade cardíacaao longo do tempo e pelo menos uma variável do estado depré-carga cardíaca representando a pré-carga cardíaca aolongo do tempo e/ou a variação de pré-carga cardíaca aolongo do tempo.

Muitas técnicas diferentes foram apresentadas no passadopara estudar a relação de volume sistólico e a pré-cargacardíaca de seres humanos.Fréderic Michard e Jean-Louis Teboul, "Predicting fluidrenponsiveness in ICU patients", Chest 121(2002), 2000-2008 e DA Reuter et al., "Optimizing fluid therapy inmechanically ventilated patients after cardiac surgery by on-fine monitoring of Ieft ventricular stroke volumevariations. Comparison with aortic systolic pressurevariations." Br.J.Anaesth.88 (2002) 124-126 descreveutilizar os parâmetros de variação de volume sistólico(SVV) e a variação de pressão de pulso (PPV) para determinar a responsividade a volume de um paciente.Porém, esse método se restringe a um pacientemecanicamente ventilado e controlado, não podendo seraplicado a pacientes em respiração espontânea.Para avaliar a responsividade a volume de um paciente sobventilação espontânea, Monnet, X. Rienzo, M., Osman,D. Anguel, N., Richard, C., Pinsky, M. R. & Teboul, J.(2006) "Passive Ieg raising predicts fluid responsivenessin the critically ill", Criticai care medicine 34, 1402-7sugere levantar as pernas do paciente para variar a pré-carga. Porém, dependendo das circunstâncias especificas,tais como lesões do paciente monitorado, levantarmecanicamente as pernas do paciente de forma definidapode ser difícil ou praticamente impossível.Além disso, US 5769082 descreve um método para analisar as alterações em parâmetros hemodinâmicos medidoscontinuamente em resposta a um conjunto de alteraçõespredeterminadas da pressão em vias aéreas ou do volumecorrente. O método é geralmente denominado "teste devariação sistólica respiratória" (RSVT).A análise da alteração no parâmetro hemodinâmico em resposta a talmanobra de pressão em vias aéreas serve como método deavaliação não-invasiva ou minimamente invasiva dacondição cardiovacular, especialmente da responsividade avolume do paciente.

US 2004/0249297 refere-se a um aparelho para determinarparâmetros cardiovasculares, em especial para adeterminação contínua dos parâmetros que caracterizam aação de bombeamento no ventriculo esquerdo de um pacientee a um aparelho para a determinação continua do indicadorde responsividade a volume cardíaco. Porém, um dos pré-requisitos consiste em conhecer um valor numérico da açãode bombeamento no ventriculo esquerdo de um paciente,para determinação adicional da responsividade a volumecardíaco. Além disso, faz-se necessário um terceirosensor para medição, como por exemplo, um extensômetro.EP 1884189 descreve uma técnica para determinar umparâmetro útil para caracterizar a responsividade avolume. Outros parâmetros fisiológicos (tais como débitocardíaco ou volume corrente) podem também (oualternativamente) serem determinados. Um gráfico típicode débito cardíaco, de acordo com a Lei de FrankStarling, dependendo da pré-carga (ou volume sangüíneo) éilustrado. Dependendo da inclinação local do gráfico, ovolume adicional pode aumentar consideravelmente o débitocardíaco ou não aumentá-lo de forma alguma. Isso tambémajudará a avaliar a responsividade a volume na práticaclínica. Entretanto, não é possível determinar em quemedida o volume corrente aumentará.

É, portanto, objeto da presente invenção prover umaparelho do tipo inicialmente mencionado, permitindoexplicar corretamente a influência do estado respiratórioatual do paciente. Além disso, um dos objetos da presenteinvenção consiste em permitir empregar um aparelho dotipo inicialmente mencionado para pacientes mecanicamenteventilados, e igualmente para pacientes em respiraçãoespontânea. Sob um aspecto, é objeto específico dainvenção prover um aparelho do tipo inicialmentemencionado, sendo que o parâmetro fisiológico determinadomelhora a avaliação da responsividade a volume dopaciente, independentemente se o paciente estámecanicamente ventilado ou em respiração espontânea.Sob um aspecto da presente invenção, os objetos acima sãoalcançados através de um aparelho conforme definido nareivindicação 1. Concretizações vantajosas da presenteinvenção podem ser configuradas de acordo com qualqueruma das reivindicações 2-17.

Do mesmo modo, um objeto da presente invenção consiste emprover um método do tipo inicialmente mencionado,permitindo explicar corretamente a influência do estadorespiratório atual do paciente. Além disso, um dosobjetos da invenção consiste em permitir empregar ummétodo do tipo inicialmente mencionado para pacientesmecanicamente ventilados e também para pacientes emrespiração espontânea. Sob um aspecto, um objetoespecifico da invenção consiste em prover um método dotipo inicialmente mencionado, sendo que o parâmetrofisiológico determinado melhora a avaliação daresponsividade a volume do paciente, independentemente seo paciente está mecanicamente ventilado ou em respiraçãoespontânea.

Sob um aspecto da presente invenção, os objetos acima sãorealizados através de um método de acordo com areivindicação 18.

A presente invenção é aplicável a seres vivos emrespiração espontânea, bem como a pacientes comrespiração assistida ou pacientes ventilados totalmentecontrolados. Além disso, se a responsividade a volumeprecisar ser determinada, nenhum esforço adicional énecessário (tal como a manobra de levantamento de perna,administração de fluidos ou fármacos), de forma que aresponsividade a fluidos possa ser determinada na práticaclinica, fazendo uso do método aqui descrito.Além disso, nenhum procedimento cirúrgico ou manipulaçãode pacientes é necessário. Outrossim, a presente invençãonão requer nenhuma determinação precedente de um volumesistólico e/ou de uma variação no volume sistólico. Emespecial, a presente invenção permite uma determinaçãodiferenciada da responsividade a volume entre os estadosde sistema circulatório responsivo e não-responsivo eespecialmente entre os diferentes níveis deresponsividade.Correspondendo à pressão arterial, o volume pulmonar e apressão respiratória no pulmão são variáveis. Há tiposdiferentes de parâmetros para caracterizar o estadopulmonar, tal como a pressão venosa central, o volumecorrente e também a pressão respiratória do respirador(inclusive máscara respiratória, tubos e tuboscondutores), medição de impedância (torácica ebioimpedância), pressões intratorácicas, etc. Pelo menosduas variáveis de estado (Zl, Z2...) precisam ser geradasa partir das variações cardíacas (ex: pressão arterial) eadicionalmente de um parâmetro (ex: pressão venosacentral ou pressão arterial) que é afetada por mudançasna pré-carga cardíaca ou pela respiração,respectivamente. A soma e/ou a diferença das variáveis deestado acima mencionadas representam o índice deresponsividade a fluido.

Além disso, as variáveis de estado são adaptadas paracaracterizar a atividade cardíaca e respiratória e,consequentemente, as alterações na pré-carga,especialmente ao se considerar as forças, energias epotências efetivas. A soma/diferença das variáveis deestado é um indicador da responsividade a volume. Alémdisso, as variáveis de estado podem levar em consideraçãoas diferentes características dos sistemas vascular e/outorácico.

O método pode ser usado sem calibração preliminar, se osparâmetros, que são especificados pela variação cardíacae respiração forem escalonados adequadamente.Complementarmente ao índice de responsividade a fluido, amedição absoluta do volume sistólico pode ser realizadaapós a calibração.

Adicionalmente, os sinais medidos não precisam seoriginar das medições de pressão intravascular. Os sinaismedidos para caracterização cardíaca e para alterações napré-carga cardíaca (ex: com uma atividade respiratória)podem ser do mesmo tipo. Além disso, a presente invençãopermite uma determinação contínua do volume sistólico edo débito cardíaco após calibração da responsividade avolume relativa. 0 valor do débito cardíaco resulta deuma multiplicação na freqüência cardíaca e no volumesistólico. Para determinar o volume sistólico e o débitocardíaco, os parâmetros de peso, altura, superfície docorpo de um paciente podem servir para uma adaptação, emlugar de se utilizar qualquer calibração. Além disso,pelo menos a primeira derivada pode ser usada em vez dovalor numérico medido. No que concerne à determinação dodébito cardíaco, o fluxo sangüíneo é diretamenteproporcional ao cálculo dP/dt de pressão conformeespecificado na equação 5 abaixo.

Geralmente, qualquer uma das concretizações descritas ouopções aqui mencionadas pode ser especialmente vantajosa,dependendo das condições reais de aplicação. Além disso,características de uma concretização podem ser combinadascom características de outra concretização, bem comocaracterísticas conhecidas no estado da técnica, enquantotecnicamente possível, e salvo indicação em contrário.A invenção será agora descrita em maiores detalhes. Osdesenhos anexos, que são ilustrações esquemáticas, servempara uma melhor compreensão das características dapresente invenção.

A Figura 1 é um diagrama ilustrando o conceito deresponsividade a volume, mostrando um gráfico típico dedébito cardíaco sobre a pré-carga;

A Figura 2 ilustra a instalação geral de um aparelho deacordo com uma primeira concretização da presenteinvenção;

A Figura 3 ilustra a instalação geral de um aparelho deacordo com uma segunda concretização da presenteinvenção;

A Figura 4a mostra um gráfico típico de leituras depressão arterial variando com o ciclo respiratório;

A Figura 4b mostra um gráfico típico de leituras depressão venosa central variando com o ciclo respiratório;A Figura 5a mostra um espectro típico de potência baseadoem leituras da pressão arterial em escala logarítmica;A Figura 5b mostra um espectro típico de potência baseadoem leituras de pressão arterial em escala linear;A Figura 6a mostra um espectro típico de potência baseadoem leituras da pressão venosa central em escalalogarítmica; e

A Figura 6b mostra um espectro típico de potência baseadoem leituras de pressão venosa central em escala linear.Nos desenhos, os mesmos números de referência foramutilizados para as características correspondentes.

A Figura 1 mostra um diagrama ilustrando o conceito deresponsividade a volume, mostrando um gráfico típico devolume sistólico (SV) sobre a pré-carga (ou volumesangüíneo). A relação entre o volume sistólico e o volumesangüíneo é ilustrada para dois pacientes A (linha cheia)e B (linha tracejada) na Fig. 1, de acordo com a lei deFrank-Starling. O gráfico varia de paciente para paciente(e depende da condição atual do pacienteindividualmente). Assim, um valor do volume sistólicopode correlacionar-se com dois valores diferentes de pré-carga (e vice-versa), dependendo do paciente. Dependendoda inclinação local, o volume de fluido adicional podeaumentar muito (lado esquerdo do diagrama) ou nãoaumentar o volume sistólico (linha quase horizontal nolado direito do diagrama) . Como o curso real da curvaesquematicamente mostrada na Fig. 1 não é conhecidoantecipadamente para um paciente específico numa condiçãoespecífica, adquirir parâmetros que ajudem a avaliar aresponsividade a volume pode ser crucial na práticaclínica. Quanto maior o volume sistólico, de acordo com alei de Frank-Starling, maior será a sensibilidade devalores. Em outras palavras: se o volume sistólico foralto, pequenas alterações no volume sistólicocorresponderão a uma alteração considerável na pré-carga.Acima de um certo volume sistólico, a derivada de pré-carga/dSV aumenta consideravelmente.

A Figura 2 mostra a instalação geral de um aparelho dapresente invenção. Um cateter arterial 1 é equipado comum sensor de pressão para medir a pressão sangüíneaarterial. O sensor de pressão do cateter 1 é conectado,através de um transdutor de pressão 2, a um canal deentrada 3 de um aparelho de monitoração de paciente 4.Além de uma porta proximal 7 utilizada para adquirir osinal de pressão, o cateter 1 pode compreender uma oumais portas proximais 8 para executar funções adicionais,tais como medições de temperatura sangüínea ou similares.O aparelho de monitoração do paciente 4 é programado paradeterminar diversos parâmetros hemodinãmicos, conformedescrito abaixo, e para exibir os parâmetros determinados(como valores numéricos, graficamente ou ambos) nomonitor 5. Além disso, os parâmetros determinados podemser armazenados num meio de registro e/ou impressos. Paraessa finalidade, o aparelho de monitoração do paciente 4pode compreender várias portas de interface para conectarequipamentos periféricos.

A primeira concretização descrita requer apenas um únicosensor de pressão arterial. Embora o sensor seja mostradocomo sendo do tipo invasivo, pode-se implementar umsensor de pressão não-invasivo em seu lugar.A Figura 3 mostra também a instalação geral de umaparelho de acordo com a segunda concretização, onde sãousados dois sensores de pressão. Além da pressão arterialmedida conforme descrito em relação à primeiraconcretização acima, a pressão venosa central (CVP) émedida utilizando-se um sensor de pressão num catetervenoso central 14. O sensor de pressão do cateter venosocentral 14 é conectado, através de um transdutor depressão 10, a um segundo canal de entrada do aparelho demonitoração do paciente 4. Além de uma porta proximal 12utilizada para adquirir o sinal de pressão, o cateter 14pode compreender uma ou mais portas proximais 13 paraexecutar funções adicionais, tais como medições datemperatura sangüínea, injeções ou similares. Em vez docateter venoso central 14, um cateter de artéria pulmonar(não mostrado) pode ser usado para prover leituras depressão de uma artéria pulmonar. Geralmente, várioslocais de medição são adequados para prover primeira esegunda leituras de pressão arterial. Um melhordesempenho do sistema pode ser obtido com dois sensoresde pressão invasivos, conforme ilustra a Figura 3.Conforme descrito acima, diversas implementações dossensores de pressão invasivos podem ser especialmentevantajosas. Δ pressão pode ser transmitidahidraulicamente até uma porta de cateter proximal emedida através de um sensor externo, ou pode ser medidadiretamente no local utilizando um sensor instalado na ounas proximidades da ponta do cateter. Sensorescapacitivos, sensores piezo ou sensores de pressãoópticos (ex: baseados em interferômetro Fabry-Perot)podem ser usados.

Numa concretização preferida da presente invenção, pelomenos um sensor de pressão pode também ser não-invasivo,conforme mencionado em conexão com a primeiraconcretização descrita acima.

Conforme explicado acima, os volumes cardíacos,vasculares e pulmonares interagem entre si no paciente 6.Em especial, a pré-carga cardíaca é afetada pelo volumeocupado pela respiração (seja respiração espontânea ouventilada). Devido aos ciclos respiratórios recorrentes,ocorre modulação da pressão sangüínea e do fluxosangüíneo. A Fig. 4a mostra essa modulação num gráficotípico de leituras de pressão arterial ao longo do tempo,variando com o ciclo respiratório. Tal modulação podetambém ser observada na pressão venosa central ou volumesistólico, de acordo com a Fig. 4b.

O aparelho de monitoração do paciente 4 armazenatemporariamente as leituras de pressão arterial lidasatravés do canal de entrada 3 como uma curva de pressãop(t) ao longo do tempo. Como a freqüência cardíaca e ociclo respiratório diferem quanto à freqüência (f), oefeito respiratório sobre a curva de pressão pode serseparado da atividade cardíaca. 0 aparelho de monitoraçãodo paciente 4 determina assim o ciclo respiratório e afreqüência cardíaca a partir do sinal de pressão.Em geral, a determinação da responsividade a volume levaa um controle terapêutico específico de indivíduos,especialmente de seres humanos. É também relevante tomaruma decisão quanto a suprir volume ou derivar volume paraum paciente. Essas manipulações de volume, por exemplocom o suprimento de solução salina fisiológica, líquidocristalóide ou colóide (ex; HES), frascos de sangue ououtro fluido, são realizadas de acordo as diversascondições clínicas críticas, tal como sala de emergência,sala de cirurgia, durante procedimentos cirúrgicos, etc.Além da ventilação artificial, um paciente também podeser ventilado não artificialmente. A pressão arterial evenosa (em mmHg) é mostrada durante um período de 20segundos.

Os métodos da atual prática clínica nos dias de hoje,limitam-se a pacientes ventilados totalmente controlados.A base para os métodos é um ganho de volume pulmonar,como resultado da pressão respiratória do respirador e deuma perda síncrona do volume diastólico do coração, umavez que o volume pulmonar e o volume diastólicosimplesmente possuem o mesmo volume torácico provido.Conforme ilustram as Figuras 4a, b, durante a ventilaçãomecânica, o volume sistólico é reduzido, quando o ar éinalado para o pulmão. Consequentemente, a pressãoarterial de pulso e o volume sistólico variam durante umciclo respiratório (Fig. 4a).A modulação correspondente pode também ser observada paraa pressão venosa central ou volume sistólico (Fig. 4b).As Figs. 5a, b mostram um espectro típico de potênciabaseado nas leituras de pressão arterial e um espectrotípico de potência baseado em leituras de pressão venosacentral com uma freqüência cardíaca de 105 batidas porminuto em escala logarítmica e linear, respectivamente.As Figs. 6a, b mostram ainda um espectro típico depotência baseado em leituras da pressão venosa centralcom 22 respirações por minuto em escala logaritmica elinear, respectivamente.

A pressão Pa é continuamente medida na aorta e na artériacentral. A pressão arterial média resultante MAD e suavariância σΑ2 é também calculada. Além disso, é medida apressão intratorácica ou a pressão venosa central CVP. Avariância resultante aCVP2 é também calculada.Um estado cardíaco é caracterizado pela soma Zk = a· MAD + b ·Oa2 + ... utilizando MAD e oa2 . As letras a, b (e também c,...f) possuem conteúdos opcionais positivos ou negativos.Um estado respiratório é caracterizado pela soma Zr = c ·acvp2 + ... utilizando acvp2. Outros somandos podem tambémconter dados de Pa e as variáveis desviadas resultantes.Um parâmetro é então desenvolvido a partir da soma e dadiferença respectivamente, representando o débitocardíaco relativo do coração, ou seja:débito cardíaco relativo = e . Zk - f . Zr-... (1)Numa variação do método mais simples, a influência dosistema vascular pulmonar (ex: adaptação) e a altura,peso e área superficial do paciente podem ser eliminadosutilizando a escala adequada. Assim, o débito cardíacorelativo entre diferentes pacientes, bem como durante umperíodo prolongado de tempo no corpo do paciente e tambémcomparados entre si. Especialmente os parâmetrosadequados para caracterizar a atividade cardíaca (ex:MAD, σΑ2) podem ser escalonados por divisão.O débito cardíaco relativo deverá ainda estipular quetamanho de volume sistólico corrente está de fato emcontraste com o volume sistólico máximo que pode serobtido. Para reproduzir as relações fisiológicas de formaexata, o débito cardíaco relativo precisa ser limitado,bem como seus estados ou suas somas.

Uma função sigmóide σ(Ζ) atua como uma limitação parareproduzir as relações fisiológicas:Iim α(Z) = 0, Iim α(Ζ) = 1 e da/dZ > 0 para todo Z.Valores médios próximos aos temporais, variâncias,acumulados e momentos, respectivamente, e também osparâmetros transformados são relevantes para caracterizaros estados. Em especial, o aparelho de monitoração dopaciente 4, vantajosamente contém meios de transformaçãorápida de Fourier (FFT)9 para realizar uma transformaçãode Fourier na curva de pressão armazenada. A transformadade Fourier

P (ω) = Jp (t) ·e1 ' ω' fc)dt (2)

de uma pressão, bem como o espectro de potência Sp (ω)são também relevantes, ou seja, a transformada de Fourierda função de autocorrelação, que é também determinadapela FTT, são usados para determinar a contribuição decada freqüência f = ω / 2π para avaliação adicional. Oespectro de potência, ou seja, o transformador de Fourierda função de autocorrelação oferece, entre outras coisas,a possibilidade de separar as porções de sinais, quecorrespondem à atividade cardíaca com freqüência cardíacae o múltiplo da freqüência cardíaca (2 · HR, 3 · HR1 ...) dafreqüência respiratória correlacionada e do múltiplo dafreqüência respiratória.

Em especial, o aparelho de monitoração do paciente 4determina na densidade espectral do sinal de pressão asmagnitudes da freqüência respiratória e suas harmônicasmais altas o que leva ao espectro de potência

respiratória. Da mesma forma, o espectro de potênciacardíaca é determinado a partir das amplitudes nadensidade espectral da freqüência cardíaca e suasharmônicas mais altas.

A integração das densidades espectrais em relação à faixade freqüência total permite a determinação de umapotência respiratória correspondente à respiração e a umapotência cardíaca que corresponde à atividade cardíaca.Porém, a integração em relação a apenas parte da faixa defreqüência levará, em muitos casos, a aproximaçõessuficientes, podendo ainda melhorar a qualidade dosresultados. Embora as integrais precisem operar numafaixa adequada, diversas freqüências podem ser suprimidaspara reduzir ou eliminar as perturbações de sinal.Em relação às Figs. 5a, b, as potências espectrais dasfreqüências cardíacas (HR) e seu múltiplo, serão ganhasdo espectro de potência. 0 pico marcado com (Π) é S · (2π ·HR) = SP · (2π · HR).. Os picos marcados com (+) são S = (2π · k ·HR), SP = (2π · k · HR) para k € {2, 3, 4, 5, 6}. Além disso, aspotências espectrais da freqüência respiratória (RR) eseu múltiplo, ou seja, S · (2π · RR), S · (2π · 2 · RR), etc. asáreas e a amplitude dos picos específicos, a inclinaçãona base do espectro e sobre as extremidades dos picos e oespectro específico para ω -> 0 serão obtidos dosespectros de potência.Assim, os parâmetros acima mencionados dos estados podemser caracterizados como segue:

Um estado cardíaco é caracterizado por uma soma adequadaZk = a · σΑ2 + b · σΑ2 / MAD + c · S· (2π · k · HR) + ... Os componentesnecessários são σΑ2 e σΑ2 / MAD e pelo menos um componentede espectro S · (2π · k · HR) + ... com adequado k € {0, 1, 2, 3, ...}.

Uma modificação no volume sistólico, de acordo com asFigs. 6a, b é descrito em geral pela soma adequada Zr = d ·S · (2π · I · RR) + ...0 componente necessário, portanto, é ocomponente do espectro d · S · (2π · I · RR) + ... com adequado I €{0, 1, 2, 3, ...}. Outros somandos podem também conter dados dePA e variáveis desviadas resultantes. 0 pico marcado com(Π) é S *(2π · RR) = SCVP · (2π · RR). Os picos marcados com ( + )são S · (2π · k · RR) = SCVP · (2π · I · RR) para I = 2, 3.Os valores assim determinados dos espectros de potênciarespiratória e cardíaca podem agora ser usados peloaparelho de monitoração de paciente 4 para calcular osparâmetros hemodinâmicos de interesse e mostrar osparâmetros determinados no monitor 5.

Em seguida, um parâmetro é então desenvolvido a partir dasoma e da diferença, respectivamente, representando odébito cardíaco relativo.

débito cardíaco relativo = g · Ct(Zk) - h · a(Zr) - ... (3)Assim, isso resulta numa equação do índice deresponsividade a fluido FRI da seguinte forma:FRI = g · tanh(Zk) - h · tanh(Zr) + ... (4)onde Zk preferivelmente é uma função de σΑ, Sp, Sdp/dt, MAD eZrpreferivelmente é uma função de σΑ, Scvp, Sdp/dt, CVP.

Conforme anteriormente mencionado, a Figura 2 mostra umainstalação geral de um aparelho da presente invenção,onde um cateter arterial 1 é equipado com um sensor depressão para medir a pressão arterial. Ao contrário daFigura 2, a Fig. 3 mostra a instalação geral de umaparelho de acordo com a segunda concretização, onde doissensores de pressão são utilizados. O primeiro sensorserve para a medição da pressão arterial e o segundosensor para a medição da pressão venosa central.O volume pulmonar e a pressão respiratória variáveis nopulmão afetam tanto a pressão arterial como a pressãovenosa central, conforme ilustram as Figs. 4a, b. Existemdiferentes tipos de parâmetros para caracterizar o estadorespiratório, conforme acima mencionado. Pelo menos duasvariáveis de estado (Zl, Z2, ...) são geradas a partirdas variações cardíacas (ex: pressão arterial) e a partirde um outro parâmetro (ex: a pressão venosa central ou apressão arterial) . O parâmetro é afetado por mudanças napré-carga cardíaca ou pela respiração, respectivamente. Oíndice de responsividade a fluido é então representadopela soma e/ou pela diferença das variáveis de estadoacima mencionadas.

Especialmente, o aparelho de monitoração de paciente 4,de acordo com a figura 3, determina, na densidadeespectral do sinal de pressão, as magnitudes para afreqüência respiratória e suas harmônicas mais altas, oque leva ao espectro de potência respiratória. O espectrode potência cardíaca é determinado a partir dasamplitudes na densidade espectral da freqüênciarespiratória e suas harmônicas mais altas.

O aparelho de monitoração de paciente 4 determina o ciclorespiratório do sinal de pressão venosa central, deacordo com a figura 3. Utilizando o transformador rápidode Fourier 9, o aparelho de monitoração do paciente 4determina a densidade espectral, de acordo com as Figs.6a, b. Na densidade espectral, as magnitudes sãodeterminadas para a freqüência respiratória e suasharmônicas mais altas, o que leva ao espectro de potênciarespiratória e consequentemente à potência respiratória,conforme já descrito acima.

Finalmente, a relação de potência respiratória e cardíacaé provida como uma medida da responsividade a volume,conforme descrita acima, em conexão com a primeiraconcretização. A segunda concretização leva a um valormais preciso de débito cardíaco relativo conforme mostramas equações 1 e 3. Além disso, pode-se obter um valormais preciso do índice de responsividade a fluido,conforme mostra a equação 4, e as equações seguintes.Como alternativa ou adicionalmente à determinação doíndice de responsividade a fluido FRI, pode-se determinarum índice de reserva de volume sistólico SVRI, que édefinido como SVRI = 1 - FRI.

Claims (19)

1. Aparelho para determinar pelo menos um parâmetrofisiológico de um paciente, caracterizado pelo fato decompreender:- um dispositivo sensor de pressão adaptado para proverleituras de uma pressão arterial de dito paciente (6);- meios de armazenamento para armazenar ditas leiturascomo pelo menos uma curva de pressão ao longo do tempo oucomo uma derivada do mesmo com relação ao tempo,- meios de avaliação (4) adaptados para determinar, apartir de dita curva de pressão ou de dita derivada, pelomenos uma variável de estado de atividade cardíacarepresentando a atividade cardíaca ao longo do tempo e/oua variação da atividade cardíaca ao longo do tempo, sendoque ditos meios de avaliação (4) são ainda adaptados paradeterminar pelo menos uma variável de estado de pré-cargacardíaca representando a pré-carga cardíaca ao longo dotempo e/ou a variação da pré-carga cardíaca ao longo dotempo, sendo que ditos meios de avaliação (4) sãoadicionalmente adaptados para- determinar dito parâmetro fisiológico como uma soma deuma pluralidade de tais termos de soma, sendo que pelomenos um de ditos termos de soma é uma função monótona deuma variável de um dito estado de pré-carga cardíaca.

2. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1,caracterizado pelo fato de dita variação de pré-cargacardíaca ao longo do tempo ser uma variação da pré-cargacardíaca resultante da inspiração e expiração do paciente(6) durante o estado de respiração espontânea, estado deventilação mecânica ou estado de respiração assistida dopaciente.

3. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações 1 ou 2, caracterizado pelo fato de ditafunção monótona de dita variável de estado de atividadecardíaca ser o produto de um número real e de ditavariável de estado de atividade cardíaca.

4. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 3, caracterizado pelo fato de ditafunção monótona de dita variável de estado de atividadecardíaca ser um produto de um número real e de uma funçãonormalizadora de dita variável de estado de atividadecardíaca.

5. Aparelho, de acordo com a reivindicação 4,caracterizado pelo fato de dita função normalizadora seruma função sigmóide.

6. Aparelho, de acordo com qualquer um das reivindicaçõesde 1 a 5, caracterizado pelo fato de dita função monótonade dita variável de estado de pré-carga cardíaca ser umproduto de um número real e de dita variável de estado depré-carga cardíaca.

7. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 5, caracterizado pelo fato de ditafunção monótona de dita variável de estado de pré-cargacardíaca ser um produto de um número real e de uma funçãonormalizadora de dita variável de estado de atividade depré-carga.

8. Aparelho, de acordo com a reivindicação 7,caracterizado pelo fato de dita função normalizadora seruma função sigmóide.

9. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 8, caracterizado pelo fato de ditosmeios de avaliação (4) serem adicionalmente adaptadospara determinar pelo menos uma variável de estado de pré-carga cardíaca de dita curva de pressão ou de ditaderivada.

10. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 9, caracterizado pelo fato decompreender ainda um dispositivo sensor adicional queprovê leituras adicionais.

11. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10,caracterizado pelo fato de ditas leituras adicionaiscorrelacionarem-se com pré-carga cardíaca, sendo queditos meios de armazenamento serem ainda adaptados paraarmazenar uma progressão de ditas leituras adicionais aolongo do tempo ou uma derivada das mesmas em relação aotempo, e sendo que ditos meios de avaliação (4) são aindaadaptados para determinar pelo menos uma variável deestado de pré-carga cardíaca de dita progressão ou dedita derivada da mesma.

12. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações 10 ou 11, caracterizado pelo fato de ditasleituras adicionais correlacionarem-se com pelo menos umavariável de estado de atividade cardíaca.

13. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 12, caracterizado pelo fato de ditavariável de estado de pré-carga ser uma pressão venosacentral, uma pressão de oclusão arterial, um volumediastólico final global, uma pressão de oclusão capilarpulmonar ou uma pressão arterial.

14. Aparelho, de acordo com a reivindicação 10,caracteri zado pelo fato de dito dispositivo sensoradicional ser um dispositivo sensor adicional de pressão.

15. Aparelho, de acordo com a reivindicação 14,caracterizado pelo fato de dito dispositivo sensor depressão adicional ser adaptado para medir a pressãovenosa central.

16. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 15, caracterizado pelo fato de ditodispositivo sensor de pressão ser adaptado para medirpressão arterial.

17. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 16, caracterizado pelo fato de ditodispositivo sensor de pressão ser adaptado para mediçãonão-invasiva.

18. Aparelho, de acordo com qualquer uma dasreivindicações de 1 a 17, caracterizado pelo fato de ditopelo menos um parâmetro fisiológico incluir Reserva deVolume Sistólico ou índice de Responsividade a Fluido.

19. Método para determinar pelo menos um parâmetrofisiológico de um paciente, caracterizado pelo fato decompreender:- leituras da pressão arterial de dito paciente (6)- armazenar ditas leituras como pelo menos uma curva depressão ao longo do tempo ou uma derivada da mesma, comrespeito ao tempo,- determinar, a partir de dita curva de pressão ou dedita derivada, pelo menos uma variável de estado deatividade cardíaca representando a atividade cardíaca aolongo do tempo e/ou a variação da atividade cardíaca aolongo do tempo e- determinar pelo menos uma variável de estado de pré-carga cardíaca representando a pré-carga cardíaca aolongo do tempo e/ou a variação da pré-carga cardíaca aolongo do tempo,sendo que dito parâmetro fisiológico é determinado comouma soma de uma pluralidade de termos de soma, pelo menosum de ditos termos de soma é uma função monótona de ditauma variável de estado de atividade cardíaca e pelo menosum de ditos termos de soma é uma função monótona de umadita variável de estado de pré-carga cardíaca.