ES2221988T3

ES2221988T3 - Procedimiento y sistema mejorados de medicion del caudal cardiaco.

Info

Publication number: ES2221988T3
Application number: ES98932369T
Authority: ES
Inventors: David Marston Band; Nicholas William Fox Linton; Robert Anthony Fox Linton; Terence Kevin O'brien
Original assignee: Lidco Group PLC
Current assignee: Lidco Group PLC
Priority date: 1997-07-10
Filing date: 1998-07-03
Publication date: 2005-01-16
Anticipated expiration: 2018-07-03
Also published as: AU8230698A; GB9714550D0; DE69824002D1; DK0994672T3; ATE266963T1; JP2001509410A; US6348038B1; DE69824002T2; EP0994672A1; WO1999002086A1; AU729956B2; EP0994672B1; CA2295605A1

Abstract

Un procedimiento para la medida del volumen de expulsión cardiaco en un paciente, en el que se somete la forma de la onda de la presión sanguínea arterial de un paciente de un dispositivo de control de la presión sanguínea durante un periodo de tiempo a diversas transformaciones y correcciones, incluyendo un análisis de Fourier, para obtener el módulo del primer armónico. El volumen nominal de latido se determina después a partir del primer armónico y de los datos relativos a la presión sanguínea arterial y al ritmo cardiaco. El volumen de expulsión cardiaco nominal se obtiene después a partir del volumen nominal de latido.

Description

Procedimiento y sistema mejorados de medición del caudal cardíaco.

La presente invención se refiere a un método y aparato mejorados para la medición del gasto cardíaco y en particular a un método y aparato mejorados que tienen una velocidad de respuesta rápida y buen rechazo de ruido.

El gasto cardíaco es una variable hemodinámica importante que se define como el volumen de sangre bombeada por el corazón por minuto.

La presión sanguínea se midió por vez primera en 1750. Desde 1904 al menos (Erlanger y Hooker, Bull. John Hopkins Hosp. 15:179) se ha sugerido que la presión del pulso arterial podría considerarse como un índice aproximado del volumen sistólico del corazón y, en combinación con la frecuencia cardiaca, podría proporcionar el gasto cardíaco. Este acercamiento se consideró simplista y ha sido superado por otros métodos.

Kouchoukos y colaboradores (Estimation of stroke volume in the dog by a pulse contour method, Circ. Res., vol. 26, 5: 611-23, 1970) usaron un método que utiliza el área sistólica para determinar el volumen sistólico. El área sistólica es la zona entre la presión sanguínea y presión diastólica final durante la sístole. Desde 1970 ha habido muchas modificaciones de la técnica de análisis de contorno de pulsos del área sistólica. Por ejemplo, se han añadido factores de corrección como la edad, la altura y el peso, así como factores para explicar la adaptabilidad cambiante de las arterias y las reflexiones de la onda de presión de la circulación periférica.

Incluso después de introducir los factores de corrección, los resultados todavía no eran fiables. Actualmente, el análisis del contorno de pulsos no es utilizado rutinariamente por los médicos a pesar de la importancia del gasto cardíaco. Uno de los principales inconvenientes de dichos métodos es su dependencia de la medición de las características morfológicas de la forma de onda de presión de la sangre. En particular, hay que hallar la posición de la escotadura dicrota, que significa el cierre de la válvula aórtica, para medir el área sistólica. Durante la cirugía y los cuidados intensivos la escotadura dicrota puede no ser detectable o puede ser mimetizada por otras ondas menores superpuestas en forma de onda de presión.

La Patente de Estados Unidos nº 5400793 describe otro método para determinar el volumen sistólico de la presión sanguínea aórtica en un sujeto. El método usa un modelo de simulación de la aorta como una línea de transmisión, incluyendo una relación de presión-volumen para la aorta que se conoce en la técnica y complementa con una adaptabilidad Windkessel.

En esencia, la presión registrada en la aorta se utiliza para determinar la impedancia característica del modelo de la línea de transmisión. Posteriormente, se realiza la simulación y se adaptan los parámetros de Windkessel hasta que el flujo calculado en el modelo es consistente con la presión en la aorta. El flujo se integra después en el período de sístole. Idealmente, este método requiere un transductor de alta fidelidad colocado en la aorta. Aunque se menciona un método de corregir una medición de la presión en una arteria periférica, este método no puede ser usado con la pobre respuesta de frecuencia que da la mayoría de los transductores de presión ahora en uso clínico rutinario: en presencia de ruido un "filtro antirresonancia" no puede recuperar la información que se pierde por la poca calidad de estos transductores.

Ninguno de dichos métodos de medir el gasto cardíaco explica explícitamente la respuesta de frecuencia de los transductores ahora en uso clínico rutinario. Lambert y colaboradores (Pressure measurement in diagnostic and the cardiac catheterisation, eds. Pepine y otros, Williams y Wilkins, Baltimore, 283-97) hallaron que con la adición de tubos de prolongación, la respuesta de algunos sistemas de medición es exacta (dentro de 5%) solamente para frecuencias inferiores a 2 Hz.

Finalmente, Hamilton (The physiology of cardiac output, circulation 8: 527, 1953) sugirió que el gasto cardíaco se podría derivar de la altura del pulso de presión sanguínea del paciente después de la calibración con otro dispositivo.

US-A-5390679 describe un método para la medición de gasto cardíaco en un paciente, incluyendo dicho método el paso de registrar y almacenar la presión sanguínea arterial de un paciente desde un dispositivo de supervisión de la presión sanguínea en un período de tiempo, convertir la forma de onda de presión en un flujo de datos digitales y extraer una pluralidad de características de la forma de onda detectada que caracterizan la forma de onda. Las características se comparan después con formas de onda de presión representativas almacenadas que tienen un gasto cardíaco conocido. Las características extraídas de las formas de onda representativas del gasto cardíaco desconocido se clasifican así por comparación con las formas de onda de presión representativas almacenadas.

Se acepta ahora en la técnica que todos los métodos de contorno de pulso existentes requieren la calibración para mayor exactitud. La presente invención también está destinada a usarse con un dispositivo de calibración, por ejemplo un método de termodilución o dilución de indicador. Un método de dilución de indicador se describe, por ejemplo, en WO93/09427. El método descrito en WO93/09427 es altamente repetible y solamente se requiere una única calibración puntual para obtener el gasto cardíaco. Se entenderá, sin embargo, que el método de la presente invención se puede usar sin calibración para mostrar tendencias en o direcciones de cambio del gasto cardíaco de un paciente.

En nuestra solicitud en tramitación WO97/24982 (publicada después de la fecha de prioridad de la presente solicitud) hemos descrito un método mejorado para medir el gasto cardíaco usando análisis del contorno de pulsos. Se utiliza una transformación no lineal para corregir las características cambiantes del sistema arterial con presión y después se usa autocorrelación para derivar el gasto cardíaco. Aunque esta técnica es una mejora sobre los métodos de la técnica anterior explicados anteriormente, todavía se necesita otro método mejorado.

El método descrito en WO97/24982 era un hallazgo empírico y ha dado buenos resultados en pacientes que experimentan cirugía cardiaca. La presente invención da resultados que son numéricamente similares en condiciones normales. Sin embargo, se tiene en cuenta explícitamente la respuesta de frecuencia del sistema de medición de la presión. También se basa en un marco teórico más fuerte que permitirá conocer más fácilmente la modificación del método.

Por consiguiente, en un primer aspecto, la presente invención proporciona un método para la medición del gasto cardíaco y/o la resistencia vascular sistémica en un paciente, incluyendo dicho método los pasos de:

(i): registrar y almacenar la forma de onda de presión sanguínea arterial de un paciente a partir de un dispositivo de supervisión de la presión sanguínea en un período de tiempo;

(ii): someter los datos obtenidos en el paso (i) a análisis Fourier para obtener el módulo de la primera armónica;

(iii): determinar el volumen sistólico nominal del módulo de la primera armónica obtenido en el paso (ii) y los datos relativos a la presión sanguínea arterial y la frecuencia cardiaca; y

(iv): obtener el gasto cardíaco nominal y/o la resistencia vascular sistémica de datos obtenidos en el paso (iii).

El paso (ii) anterior se realiza preferiblemente identificando un período de la forma de onda obtenida en el paso (i) que contiene al menos un latido.

Las arterias tienen en general propiedades no lineales. El método anterior asume que la adaptabilidad no varía considerablemente dentro del rango de presiones sanguíneas que se producen durante un solo latido. Se usa preferiblemente la adaptabilidad a la presión arterial media correspondiente. Alternativamente, la presión sanguínea puede ser transformada durante un paso inicial que lineariza la presión sanguínea con respecto a la adaptabilidad arterial.

En un segundo aspecto, la presente invención proporciona un método para la medición de gasto cardíaco y/o la resistencia vascular sistémica en un paciente, incluyendo dicho método los pasos de:

(a): registrar y almacenar la forma de onda de presión sanguínea arterial de un paciente a partir de un dispositivo de supervisión de la presión sanguínea en un período de tiempo;

(b): someter la forma de onda obtenida en el paso (a) a una transformación no lineal que corrige la variación de las características del sistema arterial con presión;

(c): someter los datos obtenidos en el paso (b) a análisis Fourier para obtener el módulo de la primera armónica;

(d): determinar el volumen sistólico nominal del módulo de la primera armónica obtenida en el paso (c) y los datos relativos a la frecuencia cardiaca y opcionalmente la presión sanguínea arterial; y

(e): obtener el gasto cardíaco nominal y/o la resistencia vascular sistémica a partir de los datos obtenidos en el paso (d).

En el paso (b) la transformación no lineal lineariza preferiblemente la presión con respecto a la adaptabilidad arterial.

El paso (c) se realiza preferiblemente identificando cada latido de la forma de onda obtenida en el paso (b) que contiene al menos un latido.

En ambos aspectos de la presente invención, la frecuencia cardiaca se puede determinar, por ejemplo, usando un método de autocorrelación como se describe en WO97/24982, análisis de Fourier, técnicas de filtración en forma de onda de presión y/o detección de borde u otras técnica adecuadas. Se utilizan preferiblemente los mismos datos para determinar el volumen sistólico nominal y la frecuencia cardiaca.

En ambos aspectos de la presente invención, el gasto cardíaco nominal se obtiene preferiblemente multiplicando el volumen sistólico nominal por la frecuencia cardiaca. Si esto se realiza latido a latido, los datos del volumen sistólico y la frecuencia cardiaca se obtienen durante varios latidos. Se apreciará que estos datos se pueden usar de varias formas para derivar el gasto cardíaco nominal y la resistencia vascular sistémica.

Al llevar a la práctica cualquiera de los métodos de la presente invención, la presión sanguínea arterial del paciente se verifica continuamente por medios convencionales, por ejemplo, a partir de la aorta, la arteria braquial o la arteria radial. Por consiguiente, la presión sanguínea arterial del paciente se puede verificar usando un catéter arterial con un sistema transductor o un método no invasivo. La salida del dispositivo medidor de presión proporciona preferiblemente la presión sanguínea durante al menos un latido. Es preferiblemente una señal analógica o digital con una velocidad de muestreo suficientemente grande para reproducir con precisión la primera armónica de la forma de onda, preferiblemente durante un período de hasta cuatro segundos. Los datos de presión sanguínea se analizan generalmente latido a latido.

Se puede usar análisis Fourier para determinar las componentes armónicas de una onda compleja y se describe con detalle en muchos libros de texto de matemáticas y física. El análisis Fourier permite representar una función periódica por una serie de funciones trigonométricas Fourier, así:

f(t) = a_{0}/2 +a_{1}cos(2\pi t/T) + a_{2}cos(4\pi t/T)+...

+b_{1}sen(2\pi t/T) + b_{2}sen(4\pi t/T)+...

donde a_{0}, a_{1}, b_{1} y b_{2} son constantes, t es el tiempo y T es el período.

El uso de análisis Fourier en la presente invención asume que la señal es periódica y que el sistema arterial es lineal. En realidad, el corazón puede latir de forma irregular y hay no linealidades, por ejemplo, las arterias se hacen más rígidas a medida que aumenta la presión arterial. Sin embargo, los errores que esto introduce han sido examinados por otros científicos que los consideran pequeños (E.O. Attinger, A. Anné y D.A. MacDonald, "Use of Fourier series for the Analysis of Biological Systems", Biophysical Journal, Volumen 6, 1966).

Es posible reducir los errores introducidos por la reducción de la adaptabilidad arterial con aumentos de la presión arterial. Por consiguiente, en el segundo aspecto de la presente invención se realiza una transformación no lineal de la forma de onda de presión de la sangre obtenida en el paso (a) para corregir la variación de las características del sistema arterial con presión. La forma de onda corregida se somete después a análisis Fourier.

Como se ha mencionado anteriormente, la forma de onda de presión obtenida en el paso (i) del primer método se transforma, preferiblemente mediante una tabla de "consulta" que representa la relación presión-volumen del sistema arterial. La aproximación básica a una tabla de consulta se conoce en la técnica. Remington y colaboradores, "Volume elasticity characteristics of the human aorta and prediction of the stroke volume from the pressure pulse", Am. J. Physiol 153: 298-308, 1948, describe una serie de curvas de presión-volumen.

El gasto cardíaco nominal se puede obtener usando el volumen sistólico nominal y la frecuencia cardiaca. El gasto cardíaco nominal se puede hallar, por ejemplo, multiplicando el volumen sistólico nominal por la frecuencia cardiaca. Si se utiliza más de un latido para calcular el gasto cardíaco nominal, se puede calcular como la suma de los volúmenes sistólicos dividida por la suma de las duraciones de cada latido. Se entenderá que el volumen sistólico nominal y el gasto cardíaco nominal no están calibrados y se pueden convertir a datos calibrados, si se desea. Esto se lleva a cabo multiplicando el volumen sistólico nominal por un factor de calibración que da el volumen sistólico verdadero, hallado por otro método. El gasto cardíaco se puede calcular después a partir del volumen sistólico verdadero y la frecuencia cardiaca. La resistencia vascular sistémica nominal (SVR) se puede calcular dividiendo la presión arterial media por el gasto cardíaco nominal. También se puede obtener un valor verdadero a partir del gasto cardíaco
verdadero.

La presente invención da un análisis casi en tiempo real de eventos rápidamente cambiantes. Por ejemplo, el método de la presente invención se puede usar para supervisar cambios del gasto cardíaco después de la administración de fluidos, o para regular marcapasos a una velocidad óptima, o para determinar cuándo puede ser necesaria la administración de una droga vasoactiva.

Al llevar a la práctica el segundo método de la presente invención, los pasos (a), (d) y (e) corresponden en general a los pasos (i), (iii) y (iv) del primer método aquí explicado.

Los métodos de la presente invención se pueden aplicar a períodos de datos de presión sanguínea superiores a un latido del corazón o a latidos cardiacos únicos si se pueden identificar por separado, es decir, un análisis latido a latido. Se conocen en la técnica métodos para identificar latidos cardiacos únicos.

El aparato para llevar a cabo la presente invención puede incluir cualquier ordenador adecuadamente programado tal como un ordenador IBM compatible o un ordenador Macintosh que sea capaz de adquirir datos del dispositivo de medición o monitor de la presión sanguínea. También puede estar integrado con software y hardware para llevar a cabo otras tareas. Por ejemplo, el dispositivo puede ser capaz de realizar la presente invención así como el método usado para calibración u otras tareas de supervisión. El programa informático que se ejecuta en el ordenador puede presentar después los resultados en una unidad de pantalla visual o puede enviar esta información a algún otro dispositivo.

Por consiguiente, en otro aspecto, la presente invención proporciona un aparato para la medición de gasto cardíaco y/o la resistencia vascular sistémica en un paciente, que incluye:

(1): medios para registrar y almacenar la forma de onda de presión sanguínea arterial de un paciente a partir de un dispositivo de supervisión de la presión sanguínea en un período de tiempo;

(2): medios para análisis Fourier de la forma de onda de presión sanguínea arterial para obtener el módulo de la primera armónica;

(3): medios para derivar el volumen sistólico nominal del módulo de la primera armónica y los datos relativos a la presión sanguínea arterial y la frecuencia cardiaca; y

(4): medios para calcular el gasto cardíaco nominal y/o la resistencia vascular sistémica.

Alternativamente, en otro aspecto, la presente invención proporciona un aparato para la medición de gasto cardíaco y/o la resistencia vascular sistémica en un paciente, incluyendo dicho método los pasos de:

(A): medios para registrar y almacenar la forma de onda de presión sanguínea arterial de un paciente a partir de un dispositivo de supervisión de la presión sanguínea en un período de tiempo;

(B): medios para transformar la forma de onda de presión sanguínea arterial para corregir la variación de las características del sistema arterial con presión;

(C): medios para el análisis Fourier de los datos transformados para obtener el módulo de la primera armónica de la forma de onda;

(D): medios para determinar el volumen sistólico nominal del módulo de la primera armónica y datos relativos a la frecuencia cardiaca y opcionalmente la presión sanguínea arterial; y

(E): medios para calcular el gasto cardíaco nominal y/o la resistencia vascular sistémica.

La presente invención se describirá mejor, a modo de ejemplo, con referencia a los dibujos anexos en los que:

La figura 1 es un diagrama de los procesos físicos que relacionan la expulsión de sangre del ventrículo izquierdo con la lectura de la presión sanguínea del dispositivo de medición.

La figura 2 muestra un ejemplo típico del flujo aórtico durante un latido.

Y la figura 3 ilustra el uso del método de la presente invención al determinar el gasto cardíaco en un paciente que experimenta cirugía cardiaca.

La presente invención se basa en un modelo que relaciona la primera armónica de la presión sanguínea medida con la primera armónica del flujo en la aorta. Se supone una relación entre la primera armónica del flujo en la aorta y el flujo medio en la aorta. El volumen sistólico durante cada latido se puede calcular después multiplicando el flujo medio por la duración de cada latido. El gasto cardíaco se puede calcular en cualquier período requerido sumando los volúmenes sistólicos en dicho período y dividiendo por la duración del período. Un período de 15 segundos es típico para ello.

La figura 1 describe los procesos físicos que relacionan la expulsión de sangre del ventrículo izquierdo con la lectura de la presión sanguínea del dispositivo de medición. Estos se describen en cuatro etapas. Etapa 1: el ventrículo crea un flujo a la aorta, éste sube a un máximo durante la sístole y es aproximadamente cero durante la diástole (suponiendo una válvula aórtica competente). Etapa 2: el flujo del ventrículo crea una presión en la aorta ascendente, la relación presión-flujo es la impedancia de entrada de la aorta ascendente. Etapa 3: la presión en la aorta se transmite a las arterias periféricas. Etapa 4: se mide la presión arterial periférica (por ejemplo, la arteria radial); sin embargo, el proceso de medición introduce distorsión. La presente invención utiliza aproximaciones en cada etapa para relacionar la primera armónica de la presión sanguínea con el volumen sistólico expulsado por el corazón. Estas aproximaciones se describen a continuación.

Etapa 1

La figura 2 muestra un ejemplo típico del flujo aórtico durante un latido. Durante la sístole, el flujo aumenta después de que el ventrículo izquierdo comienza a contraerse. El flujo sube a un máximo y después cae. El flujo se invierte después durante un período corto que hace que la válvula aórtica se cierre. Esto evita que vuelva sangre al ventrículo relajado. La morfología básica de la forma de onda del flujo está limitada por estos procesos físicos. Así, hay una relación predecible entre la primera armónica del flujo aórtico y el flujo aórtico medio. Cuando aumenta la frecuencia cardiaca, la duración de la sístole ocupa una mayor proporción del ciclo cardiaco. Esto da lugar a que la relación del flujo medio a la primera armónica del flujo caiga cuando suba la frecuencia cardiaca. Así, la primera armónica se puede relacionar con el flujo medio.

\newpage

Etapa 2

La impedancia de entrada aórtica relaciona el flujo con la presión, en el dominio de frecuencia. La presente invención usa una aproximación para la impedancia aórtica en el rango de frecuencias que se pueden producir para la primera armónica de la forma de onda de presión/flujo, es decir, la frecuencia cardiaca. Ésta es 30-150 pulsaciones por minuto o 0,5-2,5 Hz. La aproximación también permite que se produzcan cambios en la impedancia cuando cambien la resistencia vascular sistémica (SVR) y la presión arterial.

La relación entre impedancia aórtica de entrada y frecuencia ha sido estudiada in vivo por otros muchos estudiosos. En particular, O'Rourke y Aviolo hallaron una buena concordancia entre mediciones realizadas en el hombre y un modelo numérico de 128 segmentos (M. F. O'Rourke y A. P. Aviolo, "Pulsatile flow and pressure in human systemic arteries: studies in man and in a multibranched model of the human systemic arterial tree", Circulation Research, vol. 43, nº 3, marzo 1980). Este modelo es aproximado por impedancia = 1 \div frecuencia para el rango 0,5-2,5 Hz.

Desde el trabajo de Aviolo y O'Rourke otros han desarrollado el modelo para explicar los cambios en SVR. Cuando aumenta la SVR, también aumenta la impedancia a la frecuencia de la primera armónica (para ritmos cardíacos normales). Además de esto, la presión sanguínea también afecta a la impedancia aórtica de entrada; a altas presiones sanguíneas las arterias son menos adaptables.

Además de los efectos descritos anteriormente, la dilatación arterial también puede afectar a la impedancia aórtica de entrada. Esto se debe a una reducción de la reflexión de onda de la circulación periférica. Se puede calcular un índice de aumento para explicar el cambio resultante en la impedancia. Esto da una indicación de la magnitud de reflexión de onda, y un método de hacerlo se revisa en McDonald's Blood Flow in Arteries, Nichols y O'Rourke, Londres, Arnold 1998.

Para una aproximación a la impedancia aórtica (a la frecuencia de la primera armónica de la forma de onda de presión sanguínea) se utiliza una relación que depende de la frecuencia, SVR, y la presión sanguínea media. La aproximación se puede mejorar más mediante el cálculo de un índice de aumento.

Etapa 3

Cuando la forma de onda de presión se transmite de la aorta a las arterias periféricas, se distorsiona. Esto se produce a causa de la derivación arterial, los cambios de la impedancia característica de las arterias, y la reflexión de la periferia producida por una desadaptación de impedancia entre las arterias y las arteriolas. Sin embargo, la reflexión es más predecible a frecuencias bajas.

Etapa 4

El rendimiento de los sistemas de catéter-manómetro (que se utilizan para medir clínicamente la presión sanguínea) se describe en McDonald's Blood Flow in Arteries, Nichols & O'Rourke, Londres, Arnold, 1998. Se pretende utilizar la presente invención a velocidades cardiacas de 0,5-2,5 Hz. Es importante que el sistema de medición tenga una respuesta de frecuencia suficiente para reproducir la frecuencia fundamental de la forma de onda de presión de la sangre, es decir, la frecuencia de la frecuencia cardiaca. Si el sistema de medición solamente es capaz de reproducir frecuencias de hasta menos de 2,5 Hz, el sistema todavía se puede usar si la frecuencia cardiaca permanece por debajo de la frecuencia máxima que se puede reproducir. La fórmula utilizada para relacionar los datos de presión sanguínea con el volumen sistólico es necesaria para explicar las relaciones descritas en las etapas 1 y 2. Por lo general, no se requiere corrección explícita de las etapas 3 y 4 porque sus efectos físicos a frecuencias inferiores a 2,5 Hz son despreciables.

Un ejemplo de una ecuación que se puede usar es:

flujo medio nominal = Módulo de la primera armónica de forma de onda de presión de la sangre e^{+0,0092 \ x \ MAP}

volumen sistólico nominal = \frac{\text{módulo de la primera armónica de forma de onda de presión de la sangre}}{e^{+0,0092 \ x \ MAP} \ X \ HR}

donde e es la base de logaritmos naturales, MAP es la presión sanguínea arterial media y HR es la frecuencia cardiaca.

Así, el gasto cardíaco nominal se puede calcular directamente a partir del módulo de la primera armónica de la forma de onda de presión de la sangre y la presión sanguínea, y opcionalmente la frecuencia cardiaca. Por ejemplo:

gasto cardíaco nominal = \frac{\text{módulo de la primera armónica de forma de onda de presión de la sangre}}{e^{+0,0092 \ x \ MAP}}

Con referencia ahora a la figura 3, un análisis latido a latido del corazón del ritmo del paciente durante cirugía cardiaca se representa como la traza marcada HR. La presión sanguínea arterial media también se representa como la traza MAP. El corazón estaba en ritmo nodal - un estado en el que la actividad eléctrica anormal hace que el corazón funcione ineficientemente. Aproximadamente veintisiete segundos a la traza el corazón cambió a ritmo sinoidal (normal). El aumento inmediato del rendimiento del corazón se indica por el cambio de la presión arterial media en las cuatro pulsaciones siguientes. El gasto cardíaco derivado también muestra un aumento inmediato que confirma que la causa del aumento de presión se debía a mejor rendimiento cardiaco (en vez de un aumento de la resistencia periférica).

Claims

1. Un método para la medición de gasto cardíaco y/o la resistencia vascular sistémica en un paciente, incluyendo dicho método los pasos de:

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caracterizado porque el método incluye además los pasos de:

(ii): someter los datos obtenidos en el paso (i) a análisis de Fourier para obtener el módulo de la primera armónica;

(iii): determinar el volumen sistólico nominal a partir del módulo de la primera armónica obtenido en el paso (ii) y los datos relativos a la presión sanguínea arterial y la frecuencia cardiaca; y

(iv): obtener el gasto cardíaco nominal y/o la resistencia vascular sistémica a partir de los datos obtenidos en el paso (iii).

2. Un método según se reivindica en la reivindicación 1, donde la presión sanguínea arterial se registra en el paso (i) durante un período de hasta diez segundos.

3. Un método según se reivindica en la reivindicación 2, donde la presión sanguínea arterial se registra en el paso (i) durante un período de hasta cuatro segundos.

4. Un método según se reivindica en la reivindicación 1, donde la presión sanguínea arterial es analizada latido a latido.

5. Un método como se reivindica en cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde el volumen sistólico nominal se obtiene de la ecuación siguiente:

volumen sistólico nominal = \frac{\text{módulo de primera armónica de la forma de onda de la presión sanguínea}}{e^{+0,0092 \ x \ MAP} \ X \ HR}

6. Un método como se reivindica en cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, donde se incluye un índice de aumento en el cálculo del volumen sistólico nominal en el paso (iii).

7. Un método según se reivindica en la reivindicación 1 para la medición del gasto cardíaco en un paciente, donde la forma de onda obtenida en el paso (i) se somete a una transformación no lineal que corrige la variación de las características del sistema arterial con presión antes del paso (ii).

8. Un método según se reivindica en la reivindicación 7, donde la transformación entre los pasos (i) y (ii) se efectúa usando una tabla de consulta, hallando así y restando después la media de los datos.

9. Un método como se reivindica en cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde el gasto cardíaco nominal se obtiene multiplicando el volumen sistólico nominal por la frecuencia cardiaca.

10. Un aparato para la medición de gasto cardíaco y/o resistencia vascular sistémica en un paciente, que incluye:

\hskip0.3cm

caracterizado porque el aparato incluye además

11. Un aparato según se reivindica en la reivindicación para la medición de gasto cardíaco y/o la resistencia vascular sistémica en un paciente donde el aparato incluye además medios para transformar la forma de onda de presión sanguínea arterial para corregir la variación de las características del sistema arterial con presión.