ES2232490T3 - Determinacion no invasiva de rendimiento cardiaco, flujo de sangre pulmonar y contenido de gas en la sangre. - Google Patents
Determinacion no invasiva de rendimiento cardiaco, flujo de sangre pulmonar y contenido de gas en la sangre.Info
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Abstract
Un aparato de evaluación respiratorio para la determinación no invasiva de al menos uno de un contenido de dióxido de carbono venoso mixto, un flujo sanguíneo capilar pulmonar y un rendimiento cardíaco de un paciente, que consta de: un componente sensor configurado para obtener una pluralidad de datos que constan de los datos de eliminación de dióxido de carbono y los datos de un indicador de contenido de dióxido de carbono en la sangre del paciente; un primer componente de procesamiento configurado para determinar un coeficiente de correlación entre los datos de eliminación del dióxido de carbono indicados y los mencionados datos del indicador indicado del contenido de dióxido de carbono; y un segundo componente de procesamiento configurado para calcular al menos uno del contenido de dióxido de carbono venoso mixto, el flujo sanguíneo capilar pulmonar y el rendimiento cardíaco basado en el mencionado coeficiente de correlación.
Description
Determinación no invasiva de rendimiento
cardíaco, flujo de sangre pulmonar y contenido de gas en la
sangre.
La presente invención se refiere a un aparato
para la medición con exactitud, de modo no invasivo, del flujo de
sangre capilar pulmonar, el rendimiento cardíaco y el contenido de
dióxido de carbono venoso mixto de la sangre de un paciente. En
particular, la presente invención se refiere a un aparato para la
medición de modo no invasivo del flujo de la sangre capilar
pulmonar o el rendimiento cardíaco que emplea un algoritmo para
incrementar la exactitud de los datos en los cuales se basa la
medición del flujo de sangre capilar pulmonar o el rendimiento
cardíaco.
Capek J et al. en "medición no invasiva
de rendimiento cardíaco usando una nueva respiración parcial de
CO_{2}"; IEEE transacciones en ingeniería biomedica; Vol 35,
nº 9 de septiembre 1988; páginas 653 - 661, da a conocer un aparato
de evaluación respiratoria para la determinación de modo no
invasivo del flujo de sangre capilar pulmonar y el rendimiento
cardíaco de un paciente. También se dan a conocer los medios
sensores para obtener una pluralidad de datos que constan de datos
de eliminación de dióxido de carbono y datos de un indicador del
contenido de dióxido de carbono en la sangre. También da a conocer
medios de procesamiento para el cálculo del flujo de sangre
capilar pulmonar y el rendimiento cardíaco.
La eliminación de dióxido de carbono (VCO_{2})
es el volumen del dióxido de carbono (CO_{2}) que es excretado
del cuerpo de un paciente durante la respiración. De modo
convencional, la eliminación de dióxido de carbono se ha empleado
como un indicador de actividad metabólica. La eliminación del
dióxido de carbono también se ha usado en métodos de nueva
respiración para la determinación del flujo de sangre capilar
pulmonar y del rendimiento cardíaco.
La ecuación FICK de dióxido de carbono:
(1)Q = VCO_{2}
\ / \ (CvCO_{2} -
CaCO_{2})
donde Q es el rendimiento cardíaco,
CvCO_{2} es el contenido de dióxido de carbono de la sangre
venosa del paciente, y CaCO_{2} es el contenido de dióxido de
carbono de la sangre arterial del paciente, se ha empleado para
determinar de modo no invasivo el flujo sanguíneo capilar pulmonar
o el rendimiento cardíaco de un paciente. La eliminación del
dióxido de carbono del paciente se puede medir de modo no invasivo
como la diferencia por respiración entre el volumen del dióxido de
carbono inhalado durante la inspiración y el volumen de dióxido de
carbono inhalado durante la espiración, y se calcula típicamente
como la integral de la señal de dióxido de carbono, o la fracción
de los gases respiratorios que comprenden el dióxido de carbono, o
"fracción de dióxido de carbono", la tasa de veces de flujo a
lo largo de toda una
respiración.
La presión parcial del dióxido de carbono
periódico final (PetCO_{2} o etCO_{2}) también se mide en
procesos de nueva respiración. La presión parcial del dióxido de
carbono periódico final después de la corrección por cualquier
espacio muerto, es asumida típicamente como aproximadamente igual a
la presión parcial del dióxido de carbono en los alvéolos
(PACO_{2}) del paciente o, si no hay desviación intrapulmonar, la
presión parcial del dióxido de carbono en la sangre arterial del
paciente (PaCO_{2}).
La nueva respiración se emplea típicamente o bien
para una estimación de modo no invasivo del contenido de dióxido
de carbono de la sangre mixta venosa (como en una nueva respiración
total) o para obviar la necesidad de conocer el contenido de
dióxido de carbono de la sangre venosa mixta (por nueva respiración
parcial). Los procesos de nueva respiración típicamente incluyen la
inhalación de una mezcla de gases que incluye dióxido de carbono.
Durante la nueva respiración, la eliminación del dióxido de carbono
del paciente se reduce a un nivel menor que durante la respiración
normal. Se refiere típicamente a la nueva respiración durante la
cual la eliminación del dióxido de carbono se reduce a cerca de
cero como una nueva respiración parcial. La nueva respiración causa
alguna reducción, pero no una cesación total de la eliminación de
dióxido de carbono, a la que se refiere típicamente como una
respiración parcial.
La nueva respiración es dirigida típicamente con
un circuito de nueva respiración, lo que causa que un paciente
inhale una mezcla de gases que incluye dióxido de carbono. La
figura 1 ilustra esquemáticamente un circuito de nueva respiración
ejemplar (50) que incluye una vía de aire tubular (52) que comunica
el flujo de aire \alpha y de los pulmones de un paciente. La vía
de aire tubular (52) se puede poner en comunicación con la tráquea
del paciente por los procesos de intubación conocidos, o por la
conexión a una máscara de respiración situada por encima de la
nariz y / o la boca del paciente. Un medidor de flujo (72), al que
típicamente se refiere como neumotacómetro, y un sensor de dióxido
de carbono (74), al que típicamente se refiere como un capnómetro,
están dispuestos entre la vía de aire tubular (52) y una longitud
de manguera (60), y están expuestos a cualquier aire que fluya a
través del circuito de nueva respiración (50). Los dos finales de
otra longitud de manguera, a la que se refiere como espacio muerto
(70), se comunican con la manguera (60). Los dos finales del
espacio muerto (70) están separados entre sí por una válvula de dos
vías (68), que se puede situar para dirigir el flujo de aire a
través del espacio muerto (70). El espacio muerto (70) también
puede incluir una sección expandible (62). Una pieza en Y (58),
situada dentro de la manguera (60) opuesta al medidor de flujo (72)
y al sensor de dióxido de carbono (74), facilita la conexión de una
manguera de inspiración (54) y una manguera de espiración (56) al
circuito de nueva respiración (50) y la comunicación de flujo de la
manguera de inspiración (54) y la manguera de espiración (56) con
la manguera (60). Durante la inhalación, el gas fluye dentro de la
manguera de inspiración (54) desde la atmósfera o desde un
ventilador (no indicado). Durante la respiración normal, la válvula
(68) está situada para evitar que el aire inhalado o exhalado fluya
a través del espacio muerto (70). Durante la nueva respiración, se
sitúa la válvula (68) para dirigir el fluyo de los gases exhalados
e inhalados a través del espacio muerto (70).
El aire de la nueva respiración, que se inhala
por el espacio muerto (70) durante la nueva respiración, incluye
aire que ha sido exhalado por el paciente (es decir aire rico en
dióxido de carbono).
Durante la nueva respiración total,
sustancialmente todo el gas inhalado por el paciente fue espirado
durante la respiración previa. Por tanto, durante la nueva
respiración total, se supone típicamente que la presión parcial del
dióxido de carbono periódico final (PetCO_{2} o etCO_{2}) es
igual o relacionado de cerca a la presión parcial del dióxido de
carbono en la sangre arterial (PaCO_{2}), venoso (PvCO_{2}) o
alveolar (PACO_{2}) del paciente. Los procesos de nueva
respiración total se basan en la suposición que ni el flujo de
sangre capilar pulmonar ni el contenido de dióxido de carbono en la
sangre venosa del paciente (CvCO_{2}), cambian sustancialmente
durante el proceso de nueva respiración. La presión parcial del
dióxido de carbono en la sangre se puede convertir al contenido de
dióxido de carbono en la sangre por medio de una curva de
disociación de dióxido de carbono, donde el cambio en el contenido
de dióxido de carbono de la sangre (CvCO_{2} - CaCO_{2}) es
igual a la inclinación (las inclinaciones) de la curva de
disociación de dióxido de carbono multiplicado por el cambio medido
en el dióxido de carbono periódico final (PetCO_{2}) del modo
llevado a cabo por un cambio en la ventilación efectiva, tal como
la nueva respiración.
En una nueva respiración parcial, el paciente
inhala una mezcla de gases "frescos" y gases exhalados durante
la respiración previa. Por tanto, el paciente no inhala un volumen
de dióxido de carbono tan grande como el volumen de dióxido de
carbono que se inhalaría durante un proceso de nueva respiración
total. Los procesos de nueva respiración parcial convencional
típicamente emplean una forma diferencial de ecuación FICK de
dióxido de carbono para determinar el flujo de sangre capilar
pulmonar o el rendimiento cardíaco del paciente, que no requiere el
conocimiento del contenido de dióxido de carbono de la sangre
venosa mezclada. Esta forma diferencial de la ecuación FICK de
dióxido de carbono considera las mediciones de eliminación de
dióxido de carbono CvCO_{2} y el contenido de dióxido de carbono
en la sangre alveolar del paciente (CACO_{2}) durante tanto el
proceso de respiración normal como durante el proceso de nueva
respiración, como sigue:
(2)Q_{pcbfBD}
= \frac{VCO_{2B} - VCO_{2D}}{(CvCO_{2B} - CVCO_{2D}) - (CACO_{2B} -
CACO_{2D})}
donde VCO_{2B} y VCO_{2D} son
la producción de dióxido de carbono del paciente durante el proceso
antes de la nueva respiración y durante el proceso de la nueva
respiración, respectivamente y CVCO_{2B} y CvCO_{2D} son el
contenido de CO_{2} de la sangre venosa del paciente antes del
proceso de la nueva respiración y durante el proceso de la nueva
respiración, respectivamente. Al usar la ecuación FICK diferencial
para calcular el rendimiento cardíaco, CACO_{2B} y CACO_{2D},
el contenido de CO_{2} en la sangre arterial del paciente antes
de la nueva respiración y durante la nueva respiración,
respectivamente, se sustituyen en la ecuación (2) para las
mediciones de
CACO_{2}.
De nuevo, con una curva de disociación de dióxido
de carbono, el PetCO_{2} medido se puede usar para determinar el
cambio del contenido de dióxido de carbono en la sangre antes y
durante el proceso de nueva respiración. Correspondientemente, la
siguiente ecuación se puede usar para determinar el flujo de sangre
capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco cuando se dirige la
nueva respiración parcial:
(3)Q =
-VCO_{2} \ / \
s-PetCO_{2}
Métodos FICK diferenciales alternativos para la
medición del flujo sanguíneo capilar pulmonar o del rendimiento
cardíaco también se han empleado. Tal método Fick diferencial
incluye típicamente un cambio breve de PetCO_{2} y VCO_{2} en
respuesta a un cambio en la ventilación efectiva. Este cambio breve
se puede lograr ajustando la tasa respiratoria, los tiempos de
inspiración y/o espiración, o el volumen periódico. Un cambio prevé
que la ventilación efectiva también se puede llevar a cabo
añadiendo CO_{2} o bien directamente o por nueva respiración. Un
método Fick diferencial a modo de ejemplo que se ha usado, que se
da a conocer en Gedeon, A et al., en 18 Med. & Biol.
Eng. & Comput. 411 - 418 (1980), emplea un período de
ventilación incrementado seguido inmediatamente por un período de
ventilación reducida.
La eliminación del dióxido de carbono de un
paciente se mide típicamente a lo largo del transcurso de una
respiración por la siguiente ecuación o una equivalente:
(4)VCO_{2} =
/_{respiración}V X /_{CO2}
dt,
donde V es el flujo respiratorio
medido y /_{CO2} es la señal de dióxido de carbono detectada
sustancialmente simultáneamente, o una fracción de los gases
respiratorios que incluyen dióxido de carbono o "una fracción de
dióxido de
carbono".
Debido a los constituyentes respiratorios
medidos, con los cuales se hacen los cálculos de VCO_{2} y
PetCO_{2}, VCO_{2}, típicamente responde a una nueva
respiración alrededor de una respiración antes de PetCO_{2} para
la misma respiración. Correspondientemente, una señal de VCO_{2}
puede llevar a una señal PetCO_{2} por aproximadamente una
respiración. Por tanto, en un punto en particular en el tiempo, las
señales VCO_{2} y PetCO_{2} no corresponden entre sí. Como
estos valores a menudo se usan para determinar de modo no invasivo
el flujo sanguíneo capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco, la
falta de correspondencia entre estos valores puede llevar a
inexactitudes en la determinación del flujo de sangre capilar
pulmonar o del rendimiento cardíaco.
Además, las mediciones que se toman durante unas
respiraciones espurias, o respiraciones que no proveen información
en relación con el flujo de sangre capilar pulmonar o el
rendimiento cardíaco, pueden actuar como ruido que introduce
inexactitud en la determinación del flujo de sangre capilar
pulmonar no invasivo o el rendimiento cardíaco.
Cuando se emplea la ecuación (4) para calcular la
eliminación del dióxido de carbono del paciente por las mediciones
del flujo respiratorio y de la fracción de dióxido de carbono sobre
toda una respiración, tal mala correlación o inexactitudes
inducidas por ruido o bien en el flujo de espiración, el flujo de
inspiración o los dos, puede causar inexactitudes en la
determinación de la eliminación del dióxido de carbono o
inconsistencias entre las determinaciones de la eliminación del
dióxido de carbono.
Correspondientemente, hay una necesidad de un
método para el cálculo de modo no invasivo y con exactitud del
flujo sanguíneo capilar pulmonar y del rendimiento cardíaco.
La presente invención incluye un aparato para la
medición de modo no invasivo del flujo sanguíneo capilar pulmonar y
del rendimiento cardíaco. La presente invención incluye el uso de
técnicas de nueva respiración conocidas para obtener de modo
sustancialmente no invasivo las mediciones de la eliminación del
dióxido de carbono (VCO_{2}) y de la presión parcial del dióxido
de carbono periódico final (PetCO_{2}) de la respiración de un
paciente. Estas mediciones se pueden usar entonces para calcular el
flujo sanguíneo capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco del
paciente empleando la siguiente ecuación:
(5)Q =
\frac{-VCO_{2}}{-CaCO_{2}} =
\frac{-VCO_{2}}{s-PetCO_{2}}
donde s es la inclinación de una
curva de disociación standard de dióxido de carbono (CO_{2}),
-VCO_{2} es el cambio en la eliminación del dióxido de carbono
del paciente debido a un cambio en la ventilación efectiva, tal
como el causado por la nueva respiración, y -CaCO_{2} y
-PetCO_{2} son el cambio en el contenido de dióxido de carbono en
la sangre arterial del paciente y el cambio en la presión parcial
periódica final del dióxido de carbono del paciente,
respectivamente, debido al mismo cambio en la ventilación efectiva.
Alternativamente, una curva de disociación standard de dióxido de
carbono se puede usar para determinar -CaCO_{2} en base al
-PetCO_{2}
medido.
Como alternativa al uso de las ecuaciones
indicadas para determinar el flujo sanguíneo capilar pulmonar o el
rendimiento cardíaco, las mediciones sustancialmente no invasivas
VCO_{2} y CaCO_{2} pueden estar relacionadas entre sí de una
manera lineal. Esto se puede poner en diagrama visualmente trazando
las mediciones de VCO_{2} y CaCO_{2} la una contra la otra en
un gráfico lineal bi-dimensional (X - Y). La
inclinación negativa (-1 x m) de la línea que mejor se adapta a
través de los datos es aproximadamente igual al flujo sanguíneo
capilar pulmonar. El lugar y la orientación apropiados de tal
línea que mejor se adapta se puede calcular por una regresión
lineal o menos cuadrados. Dependiendo de la correlación entre la
línea que mejor se adapta calculada y los datos medidos, también
puede ser deseable modificar los datos para proveer una línea que
mejor se adapta que corresponde de cerca a los datos.
En una forma del aparato de la presente invención
y su método de uso, los datos se pueden modificar usando un filtro
conocido, tal como un filtro de bajo paso o un filtro de paso
elevado. Se puede usar tanto filtros digitales como analógicos. A
modo de ejemplo, y no para limitar el objetivo de la presente
invención, se puede aplicar un filtro de paso bajo \alpha la
señal VCO_{2} medida. Como otro ejemplo, se puede aplicar un
filtro de paso elevado a la señal CaCO_{2} medida. De
preferencia, el filtro y el coeficiente de filtro que se
seleccionan aumentan al máximo la correlación entre las señales
VCO_{2} y CaCO_{2} medidas.
En otra forma del aparato de la presente
invención, los puntos de datos se pueden modificar por agrupación.
Es decir, los puntos de datos que están agrupados lo más cercano a
otros puntos de datos se suponen como que representan lo más exacto
posible el verdadero VCO_{2} y CaCO_{2} del paciente. Por
ejemplo, los datos medidos con al menos un número predeterminado de
puntos de datos cercanos o similares (por ejemplo dentro de un
umbral especificado) se retienen, mientras que los datos medidos
con menos que el número predeterminado de puntos de datos cercanos
se descarta. Se supone que los puntos de datos retenidos están
localizados en o cerca de la línea que mejor se adapta. Al agrupar
solo estos juegos agrupados lo más cercano posible de puntos de
datos se consideran en el nuevo cálculo de la línea que mejor se
adapta para los datos y, por tanto, la inclinación negativa (es
decir, -1 x m) de la línea que mejor se adapta para determinar el
flujo de sangre capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco del
paciente.
Otra forma del aparato de la presente invención
incluye la modificación de los puntos de datos que más
probablemente estén más cercanos a una línea que mejor se adapta
orientada y colocada de modo exacto. Cada punto de datos, que tiene
un componente de eliminación de dióxido de carbono (por ejemplo un
componente de la ordenada y) y un componente basado en un indicador
de contenido de dióxido de carbono (por ejemplo un componente de
la ordenada x), se evalúa sobre la base de un flujo sanguíneo
capilar pulmonar mínimo esperado predeterminado y un flujo
sanguíneo capilar pulmonar máximo esperado predeterminado. Las
líneas, o las ecuaciones para ello, tanto para el mínimo esperado
como para el máximo esperado de flujos sanguíneos capilares
pulmonares están situadas para intersectar en cada punto de datos.
Entonces, se determina para cada punto de datos el número de los
otros puntos de datos que están situados entre las dos líneas de
flujo de sangre capilar pulmonar o ecuaciones. Solo aquellos puntos
de datos con un número de umbral de otros puntos de datos entre las
dos líneas de intersección se usan en la determinación de la
localización y la orientación de la línea que mejor se adapta a
través de los datos.
Por supuesto, cualquier combinación de los
métodos para la modificación de los datos se puede usar para
determinar con exactitud la inclinación de la línea que mejor se
adapta a través de los datos VCO_{2} y PetCO_{2} medidos y, por
tanto, para determinar el flujo de sangre capilar pulmonar o el
rendimiento cardíaco de un paciente.
La línea que mejor se adapta a través de los
datos de eliminación de dióxido de carbono y de contenido de
dióxido de carbono también se pueden usar para determinar el
contenido de dióxido de carbono venoso mixto del paciente cuando se
emplean técnicas de nueva respiración parcial para obtener los
datos. Como se supone que el contenido de dióxido de carbono venoso
mixto iguala el contenido de dióxido de carbono de la sangre del
paciente cuando cesa la eliminación de dióxido de carbono (que no
ocurre durante una nueva respiración parcial), se pueden usar las
técnicas de la línea que mejor se adapta obtenida por el uso de una
nueva respiración parcial para determinar de modo no invasivo el
contenido de dióxido de carbono, y por tanto el contenido de
dióxido de carbono venoso mixto, cuando se pone la eliminación de
dióxido de carbono a cero.
Otras características y ventajas de la presente
invención se harán aparentes para aquellos con conocimientos
corrientes en la técnica a través de una consideración de la
descripción que sigue, los dibujos que la acompañan y las
reivindicaciones adjuntas.
La figura 1 es una representación esquemática de
un circuito de nueva respiración ejemplar que se puede emplear con
los métodos de la presente invención;
La figura 2 es una representación esquemática que
ilustra los componentes que se pueden usar para medir los
parámetros del perfil respiratorio que se emplean en los métodos de
la presente invención;
La figura 3A ilustra un ciclo de nueva
respiración bidireccional idealizado con valores de VCO_{2} para
diferentes respiraciones representados como diamantes y valores de
PetCO_{2}, para diferentes respiraciones indicados como
cuadrados;
La figura 3B es un trazado
bi-dimensional que ilustra el uso de un proceso de
nueva respiración bidireccional conocido para obtener tres valores
de VCO_{2} y tres valores representativos del contenido de
dióxido de carbono de la sangre de un paciente antes, durante y
después de la nueva respiración; estos tres valores se han usado
para determinar sustancialmente de modo no invasivo el flujo de
sangre capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco del paciente;
La figura 3C es un trazado bidimensional de un
número de valores VCO_{2} contra el mismo número de valores de
contenido de dióxido de carbono a lo largo de un solo ciclo
bidireccional de nueva respiración;
La figura 3D es un trazado bidimensional ejemplar
que representa valores del contenido de dióxido de carbono y de
VCO_{2} del mismo ciclo de nueva respiración que el mostrado en
la figura 3C y modificado de acuerdo con el método de la presente
invención;
Las figuras 4A y 4B son dos trazados
bidimensionales que ilustran una forma de un método para modificar
datos para obtener una línea que mejor se adapta de modo exacto
para ello de acuerdo con las enseñanzas de la presente
invención;
La figura 5 es un gráfico de una línea
bidimensional que ilustra un trazado típico de VCO_{2} en el eje
Y y CaCO_{2} en el eje X; y
La figura 6 es un gráfico de una línea
bidimensional que ilustra un trazado de VCO_{2} sobre el eje Y, y
CaCO_{2} sobre el eje X después que se hayan modificado los datos
de VCO_{2} y CaCO_{2} de acuerdo con las enseñanzas de la
presente invención.
La presente invención incluye el uso de la
ecuación Fick para calcular el flujo de sangre capilar pulmonar o
el rendimiento cardíaco como la relación de un cambio en la
eliminación del dióxido de carbono, o VCO_{2}, a un cambio en el
contenido de dióxido de carbono, o CaCO_{2}, en la sangre
arterial de un paciente:
(6)Q =
\frac{-VCO_{2}}{-CaCO_{2}}
CaCO_{2}, o el contenido de dióxido de carbono
en la sangre arterial de un paciente puede ser estimado de modo no
invasivo por la determinación del PetCO_{2}r o la presión parcial
de dióxido de carbono en la respiración periódica final de un
paciente y la conversión de PetCO_{2} a CaCO_{2} por el uso de
una curva de disociación de dióxido de carbono standard, del modo
conocido en la técnica, como sigue:
(7)-CaCO_{2} =
s-PetCO_{2}
donde s es la inclinación de la
curva de disociación de dióxido de carbono y -PetCO_{2} es un
cambio en la presión parcial periódica final del dióxido de carbono
de un paciente llevado a cabo por un cambio en la ventilación. Por
tanto, el flujo sanguíneo capilar pulmonar o de rendimiento
cardíaco también se puede calcular como
sigue:
(8)Q =
-VCO_{2} /
s-PetCO_{2}
Otros indicadores del contenido de dióxido de
carbono en la sangre de un paciente, tal como pCO_{2} se pueden
usar en lugar de PetCO_{2} o CaCO_{2} para determinar el flujo
sanguíneo capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco de un
paciente.
VCO_{2} y PetCO_{2}r CaCO_{2}, pCO_{2} u
otros indicadores del contenido de dióxido de carbono en la sangre
de un paciente se pueden calcular o determinar sobre la base de
datos de presión del flujo respiratorio y de dióxido de carbono
respiratorio sustancialmente obtenidos de modo no invasivo.
La figura 2 ilustra esquemáticamente un método
ejemplar de una supervisión sustancialmente no invasiva de la
respiración de un paciente y de la medición de las tasas de flujo y
de la concentración de dióxido de carbono de las mezclas de gas que
se inhalan y se exhalan por un paciente (10) a lo largo del
transcurso de la respiración del paciente, tal como durante la
respiración normal o durante las técnicas conocidas de nueva
respiración. Se puede emplear un sensor de flujo (12) de un tipo
conocido, tal como los sensores de flujo de tipo respiratorio de
presión diferencial fabricados por Novametrix Medical Systems Inc.
("Novametrix") de Wallinford, Connecticut (por ejemplo el
Sensor de Flujo Adulto / Pediátrico (Catálogo número 6717) o el
Sensor de Flujo Neonatal (catálogo número 6718)), que puede estar
sujeto de modo operativo a un aparato de ventilación (no indicado),
al igual que los sensores de flujo respiratorio basados en otros
principios de operación y fabricados o comercializados por otros,
para medir las tasas de flujo de la respiración de un paciente
(10).
Un sensor de dióxido de carbono (14), tal como el
sensor de dióxido de carbono CAPNOSTAT y un adaptador de vía de
aire complementario (por ejemplo el Adaptador de Vía de Aire de Uso
Pediátrico / Adulto de un solo Paciente (catálogo número 6063), el
Adaptador de vía de aire de Uso Pediátrico / Adulto Reutilizable
(catálogo número 7007) o el Adaptador de Vía de Aire Neonatal /
Pediátrico Reutilizable (catálogo número 7053), que son fabricados
por Novametrix, al igual que los sensores de dióxido de carbono de
flujo principal y flujo parcial fabricados o comercializados por
otros, se pueden emplear para medir la concentración de dióxido de
carbono de las mezclas de gases que se inhalan o exhalan por el
paciente (10).
El sensor de flujo (12) y el sensor de dióxido de
carbono (14) están conectados a un monitor de flujo (16) y un
monitor de dióxido de carbono (18), respectivamente, cada uno de
los cuales puede ser asociado de modo operativo con un ordenador
(20) de modo que los datos de los monitores de flujo y de dióxido
de carbono (16 y 18) representativos de las señales de cada uno,
el sensor de flujo (12) y el sensor de dióxido de carbono (14), se
pueden detectar por el ordenador (20) y son procesados de acuerdo
con una programación (por ejemplo por componentes lógicos) para
ello. De preferencia, las señales de flujo en bruto y de dióxido
de carbono del monitor de flujo y del sensor de dióxido de carbono
se filtran para retirar cualquier artefacto significativo. A medida
que se hacen las mediciones de presión de dióxido de carbono y de
flujo respiratorio, se pueden almacenar los datos de presión del
dióxido de carbono y del flujo respiratorio por el ordenador
(20).
Cada respiración, o ciclo de respiración, del
paciente (10) se puede delinear del modo conocido en la técnica,
tal como por la supervisión continua de la tasa de flujo de la
respiración del paciente (10).
Como quiera que el uso de la ecuación Fick para
calcular el flujo sanguíneo capilar pulmonar o el rendimiento
cardíaco requiere que sea conocido un cambio en VCO_{2}, y
CaCO_{2}, PetCO_{2}, pCO_{2} u otro indicador del contenido
de dióxido de carbono en la sangre de un paciente, se requiere un
cambio en la ventilación efectiva. A modo de ejemplo, y no para
limitar el objetivo de la presente invención, se pueden emplear las
técnicas de nueva respiración, tal como por el uso de un espacio
muerto (70) tal como el provisto por el circuito de nueva
respiración ilustrado en la figura 1 para causar un cambio en la
ventilación efectiva. La figura 3A ilustra los cambios que pueden
ocurrir cuando se usa un proceso bidireccional de nueva respiración
para llevar a cabo un cambio en la ventilación efectiva. El
gráfico de la figura 3A ilustra las mediciones de los cambios
típicos en el VCO_{2} (mostrado como diamantes) y del contenido
de dióxido de carbono (por ejemplo PetCO_{2}r mostrado como
cuadrados) que pueden ocurrir entre la respiración de línea de base
(es decir antes de la nueva respiración), durante la nueva
respiración y los períodos de estabilización (es decir después de
la nueva respiración) de un ciclo de nueva respiración
bidireccional idealizado (es decir sin ruido). Durante la nueva
respiración, los cambios de VCO_{2} de un valor de una línea de
base (por ejemplo aproximadamente 200 ml/min) a un nivel durante la
nueva respiración (por ejemplo de aproximadamente 100 ml/min)
dentro de aproximadamente 3 ó 4 respiraciones, mientas que el
contenido de dióxido de carbono puede tardar más tiempo en cambiar
de un valor de línea de base (por ejemplo 38 mg de Hg) a un nivel
(por ejemplo de aproximadamente 35 mm de Hg).
La figura 3B es un trazado bidimensional que
ilustra que un valor, el valor de nivel, de cada uno de las fases
antes, durante y después de la nueva respiración de un proceso
bidireccional de nueva respiración, tal como el ilustrado en la
figura 3A, se usaron para estimar el flujo de sangre capilar
pulmonar o la salida pulmonar. A modo de contraste, en un método
para determinar el flujo de sangre capilar pulmonar o el
rendimiento cardíaco que incorpora las enseñanzas de la presente
invención, los datos de contenido de dióxido de carbono y VCO_{2}
se miden continuamente, lo que da un trazado tal como el indicado
en la figura 3C, con datos en (100) que se basan en mediciones
antes de la nueva respiración, datos a lo largo de la flecha (102)
que se basan en las mediciones durante la nueva respiración, y
datos a lo largo de la flecha (104) que se basan en mediciones
después de la nueva respiración. Se pueden obtener estos datos por
el uso de un ciclo de nueva respiración simple, a lo largo del
transcurso de un número de ciclos de nueva respiración, en uno o
más intervalos de tiempo discretos, o sobre una base de
respiración por respiración, donde los datos se miden, calculan y
analizan de modo continuo de acuerdo con el método de la invención
para actualizar o supervisar de modo continuo el flujo de la sangre
capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco de un paciente.
Cuando se usa la nueva respiración u otra técnica
conocida para causar un cambio en la ventilación efectiva para
facilitar la determinación no invasiva sustancialmente de los datos
del flujo de sangre capilar pulmonar o del rendimiento cardíaco,
del flujo respiratorio y de presión de dióxido de carbono se
obtienen durante al menos las etapas antes, durante y después de la
nueva respiración. Los procesos de nueva respiración total o
parcial se pueden usar en el método de la presente invención. Estos
datos de presión de dióxido de carbono y de flujo respiratorio se
usan entonces, del modo conocido en la técnica, para calcular
VCO_{2} y PetCO_{2}, al igual que los cambios en VCO_{2} y
PetCO_{2} que ocurren con el cambio en la ventilación
efectiva.
Los datos de VCO_{2} y PetCO_{2} calculados
se usan entonces para determinar el flujo de sangre capilar
pulmonar o el rendimiento cardíaco del paciente, tal como por el
uso de las ecuaciones de Fick presentadas anteriormente.
Como alternativa, el flujo sanguíneo capilar
pulmonar o el rendimiento cardíaco de un paciente se puede
determinar a lo largo del transcurso de una pluralidad de
respiraciones por la expresión de los datos de VCO_{2} y
CaCO_{2} calculados o los datos de otro indicador del contenido
de dióxido de carbono en la sangre de un paciente, tal como
PetCO_{2} o pCO_{2}, en dos dimensiones, tal como en un gráfico
de líneas bidimensionales (X - Y), con puntos de datos VCO_{2}
que se miden sobre el eje Y y puntos de datos PetCO_{2} que se
miden sobre el eje x, luego se identifica una línea que mejor se
adapta a los datos, a la que también se refiere como la línea que
mejor se adapta en este documento.
Por ejemplo, la ecuación para la línea que mejor
se adapta es:
(9)y =
mx+b
o
(10)m =
\frac{y -
b}{x}
donde y es la coordenada del eje y
de un punto de datos, x es la coordenada del eje x del mismo punto
de datos, m es la inclinación de la línea, y b es el valor de
compensación para la línea. Si se mide VCO_{2} sobre el eje y y
CaCO_{2} se mide sobre el eje x,
entonces
(11)m =
\frac{VCO_{2} -
b}{CaCO_{2}}
La inclinación negativa (es decir -1 x m) de la
línea que mejor se adapta a través de los datos VCO_{2} -
CaCO_{2} sería igual al flujo de sangre capilar pulmonar o el
rendimiento cardíaco del paciente:
(12)- m =
Q
La línea que mejor se adapta para los datos de
VCO_{2} y CaCO_{2} se determina de preferencia por el uso de
técnicas de regresión lineal conocidos o cualquier otra metodología
conocida para determinar la relación entre dos variables. El método
de regresión lineal provee un valor de flujo sanguíneo capilar
pulmonar exacto o de rendimiento cardíaco basado en un gran número
de datos de VCO_{2} y CaCO_{2} obtenidos a lo largo del
transcurso de uno o más cambios en la ventilación efectiva. Cuando
se une una regresión lineal, la inclinación (m) de la línea que
mejor se adapta para los datos se calcula como sigue:
(13)m =
Lxy/Lxx
y la compensación (b) de la línea
se calcula por la siguiente
ecuación:
(14)b = Ey/n -
m x E
x/n
donde
(15)Lxx =
Ex^{2} - (Ex x Ex) /
n
(16)Lyy =
Ey^{2} - (Ey x Ey) / n,
y
(17)Lxy = Exy -
(Ex x Ey) /
n
y donde n es el número de puntos de
datos en el trazado, Ex es la suma de todos los valores de
coordenadas x (es decir el contenido de CaCO_{2}), Ey es la suma
de todos los valores de coordenadas y (es decir VCO_{2}),
Ex^{2} es la suma del cuadrado de todos los valores de
coordenadas x, Ey^{2} es la suma del cuadrado de todos los
valores de coordenadas y, y Exy es la suma de todos los valores de
los coordenadas x e y emparejados multiplicados entre
sí.
Cuando se usa la regresión lineal para determinar
la localización y orientación de una línea que mejor se adapta, un
coeficiente de correlación (r) que cuantifica la exactitud con la
cual la línea que mejor se adapta se correlaciona con los datos de
VCO_{2} y CaCO_{2} también se puede calcular como sigue:
(18)r = (Lxy x
Lxy) / (Lyy x
Lxx)
Alternativamente, se puede usar cualquier otra
medición de la calidad de ajuste que cuantifica la exactitud con
la cual la línea que mejor se adapta se correlaciona con los datos
de VCO_{2} y CaCO_{2}.
Los coeficientes de correlación van de 0 a 1,0,
donde un coeficiente de correlación de 0 indica que no existe una
correlación lineal entre los datos de coordenada x y de coordenada
y, y un coeficiente de correlación de 1,0 indica que los datos de
coordenada x y de coordenada y están perfectamente linealmente
correlacionados (es decir todos los puntos de datos de VCO_{2} -
CaCO_{2} están situados en la misma línea recta).
Los puntos de datos de VCO_{2} - CaCO_{2}
medidos antes y durante la nueva respiración, sin embargo, están
raramente situados en al misma línea recta. Un motivo de esto es
que, durante las maniobras de nueva respiración, la señal de
VCO_{2} típicamente lleva a la señal de PetCO_{2} y por tanto
el CaCO_{2} en aproximadamente una respiración. Además, VCO_{2}
se calcula sobre la base de los componentes de señal que tienen
frecuencias más elevadas que las de la señal PetCO_{2}. Como
resultado, cuando las mediciones de VCO_{2} y CaCO_{2}
calculadas sobre un período de tiempo se trazan la una contra la
otra en un gráfico de una línea bidimensional (X - Y), el resultado
típicamente aparece como un arco o un circuito, del modo indicado
en las figuras 3C y 5, en lugar de una línea recta, dependiendo de
la cantidad de datos calculados y la duración de la nueva
respiración. Además, las mediciones de VCO_{2} y CaCO_{2} se
pueden calcular sobre la base de los datos de presión del dióxido
de carbono y del flujo respiratorio obtenidos durante respiraciones
erróneas. Tales datos no se refieren a la medición del flujo
sanguíneo capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco. Los cálculos
de VCO_{2} y CaCO_{2} que se basan sobre tales datos erróneos
actúan como ruido que puede dar como resultado un mal cálculo de
una línea que mejor se adapta a través de los datos de VCO_{2} y
CaCO_{2} calculados. Como resultado, el coeficiente de
correlación de una línea que mejor se adapta a los datos es
típicamente mucho menos que 1.0.
Los datos de presión de dióxido de carbono y de
flujo respiratorio medidos o los datos de VCO_{2} y CaCO_{2}
calculados se pueden modificar para incrementar el coeficiente de
correlación entre los datos de VCO_{2} y CaCO_{2} y la línea
que mejor se adapta para ello. De preferencia, se usa una
transformación lineal para incrementar el coeficiente de
correlación. Una transformación lineal se puede usar para retardar
el cálculo de un punto de datos de VCO_{2} para coincidir con
exactitud con él un punto de datos de CaCO_{2} basado en las
mediciones tomadas durante la misma respiración. Los datos medidos
o calculados también pueden ser filtrados por el uso de una
transformación lineal.
En una forma de un método para incrementar el
coeficiente de correlación entre los datos de VCO_{2} y
CaCO_{2} y la línea que mejor se adapta para ello, se aplica un
filtro a los datos calculados de VCO_{2} y CaCO_{2}. Se pueden
emplear filtros de paso de banda, de paso bajo o de paso alto
analógicos o digitales, incluyendo filtros adaptivos. Se pueden
emplear lineales o no lineales. De preferencia, se emplea un filtro
digital de respuesta de impulso infinito (IIR) de primer orden (de
un solo polo) para filtrar los cálculos de VCO_{2} de un modo que
se mejore la correlación entre el cálculo de VCO_{2} y el
cálculo de retraso de PetCO_{2} / CaCO_{2}. La ecuación para
tal filtro es:
(19)VCO_{2}'[n] = \alpha \ x \
VCO_{2}'[n-1] \ + \ (1-\alpha ) \ x \
VCO_{2}[n]
donde VCO_{2}[n] es el
punto de datos VCO_{2} no filtrado, calculado más recientemente,
VCO_{2}'[n-1] es el punto de datos VCO_{2}
filtrado previo, VCO_{2}'[n] es el nuevo valor "filtrado"
basado en VCO_{2}[n] y obtenido por el uso del filtro, y
\alpha es el coeficiente de filtro. El coeficiente de filtro,
\alpha, tiene una gama de 0 a 1,0. Cuanto mayor sea el valor de
\alpha, más profundamente está filtrado el punto de datos
calculado más recientemente, y consecuentemente, cuanto más bajo
sea el valor de \alpha, causa que los puntos de datos calculados
más recientemente sean filtrados a un grado menor. Cuando \alpha
es igual a cero, el punto de datos calculado más recientemente no
está
filtrado.
Debido a las diferencias anatómicas y
fisiológicas entre los diferentes pacientes, los pacientes
diferentes tienen coeficientes \alpha de filtro óptimo
diferentes. Además, como pueden ocurrir cambios anatómicos y
fisiológicos en un paciente a lo largo del tiempo, los coeficientes
de filtro óptimos \alpha, que se han de usar en el filtrado de
los valores de VCO_{2} o CaCO_{2} calculados de la respiración
del paciente también pueden variar a lo largo del tiempo.
Correspondientemente, la selección de un coeficiente de filtro
óptimo \alpha, también está dentro del objetivo de la presente
invención. Cualquier método de optimización conocido o algoritmo de
búsqueda se puede emplear para seleccionar el coeficiente de filtro
óptimo \alpha.
Como ejemplo del modo en el cual se puede
seleccionar un coeficiente de filtro óptimo, se pone a \alpha un
valor por defecto (por ejemplo 0,85) y los valores calculados de
VCO_{2} o CaCO_{2} se filtran sobre la base del coeficiente de
filtro por defecto \alpha. La regresión lineal se lleva a cabo
entonces para obtener una línea que mejor se adapta. Si el
coeficiente de correlación de la línea que mejor se adapta
calculado con los datos recién filtrados es menor que el
coeficiente de correlación de la línea que mejor se adapta
inmediatamente anterior, que se calculó con los datos no filtrados
o con un coeficiente de filtro previo, luego un valor de ajuste
\alpha predeterminado (por ejemplo 0,01) se cambia por la
multiplicación del valor de ajuste \alpha con -1 y por la
modificación del coeficiente de filtro por la adición a ello del
valor de ajuste \alpha modificado. Si no, el coeficiente de
filtrado, \alpha, se modifica por la adición a ello del valor de
ajuste \alpha no modificado. El proceso de filtrado de los datos
basados en un coeficiente de filtro modificado, obteniendo una
línea que mejor se adapta para los datos, comparando el coeficiente
de correlación de la línea que mejor se adapta al coeficiente de
correlación de la línea que mejor se adapta previa, y ajustando el
coeficiente de filtro correspondientemente se repite entonces un
número de veces predeterminado (por ejemplo 50 veces). La línea
que mejor se adapta con el coeficiente de correlación mayor, basado
en los datos no filtrados y cada juego de datos filtrados, se
selecciona para calcular el flujo de sangre capilar pulmonar o el
rendimiento cardíaco del paciente. Cuando se usa el filtrado, el
trazado VCO_{2} - CaCO_{2} de preferencia se estrecha, del modo
representado en las figuras 3D y 6, para incrementar con ello la
exactitud con la que la ubicación y la orientación de una línea que
mejor se adapta se puede establecer y, por tanto, para incrementar
la exactitud de una determinación del flujo de sangre capilar
pulmonar o de la salida pulmonar basado en los datos.
Otra forma de un método para incrementar el
coeficiente de correlación entre los datos de VCO_{2} y
CaCO_{2} y la línea que mejor se adapta para ello, al que se
refiere en este documento como "agrupación", incluye la
selección de los puntos de datos que se agrupan muy unidos. Es
decir, los puntos de datos que se seleccionan incluyen aquellos
puntos de datos que tienen un número de otros puntos de datos
dentro de una gama predeterminada de ellos. Los puntos de datos que
no están agrupados son probablemente inexactos o basados en
mediciones tomadas durante respiraciones erróneas. Como quiera que
una línea que mejor se adapta exacta a través de los datos estaría
probablemente basada en los datos agrupados, los puntos de datos
que no están situados en una agrupación no se usan para calcular la
ubicación y la orientación de una línea que mejor se adapta para
los datos.
Las agrupaciones de los puntos de datos pueden
incluir la normalización o la transformación de los datos de tal
forma que las gamas de los datos de la coordenada x (por ejemplo
los datos de CaCO_{2}) y los datos de la coordenada Y (por
ejemplo los datos de VCO_{2}) son sustancialmente las mismas. Sin
tal normalización, el grupo de datos (por ejemplo los datos de
VCO_{2} o los datos de CaCO_{2}) con la gama más elevada
dominaría; el otro grupo de datos sería menos significativo.
Un modo ejemplar en el cual se pueden normalizar
los datos incluye el uso de la siguiente normalización:
(20)x =
(x - \overline{x}) \ / \ o \
\overline{x}
donde x es el valor bruto,
\upbar{x} es el valor medio de todos los datos del eje x (por
ejemplo CaCO_{2}) en el trazado, y o^{-}_{x} es la desviación
standard de todos los datos del eje x en el trazado. Esta
normalización se aplica a todos los valores del eje x. Un esquema
de normalización similar se aplica a todos los valores del eje
y.
Los datos normalizados se pueden entonces agrupar
por la búsqueda de un número predeterminado (por ejemplo 5) de los
puntos de datos más cercanos (por ejemplo los puntos de datos de
VCO_{2} o CaCO_{2}) para cada uno de los puntos de datos en un
grupo. Las diferencias entre el punto de datos analizado y cada uno
del número predeterminado de los puntos de datos más cercanos se
suman entonces y se comparan con un umbral predeterminado. Si la
suma de las diferencias excede el umbral predeterminado, el punto
de datos analizado se descarta. Por supuesto, el uso de otras
técnicas de agrupación para identificar los datos más exactos y no
considerar los datos inexactos probables también están dentro del
objetivo de la presente invención.
Una vez que se ha llevado a cabo una agrupación,
se calcula lo inverso de la normalización, se deshace la
normalización, para proveer una determinación exacta del flujo de
sangre capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco. Un ejemplo del
modo en el cual se puede calcular lo inverso de la normalización
incluye el uso de la siguiente ecuación:
(21)x = xo_{x}
+
\overline{x}
Este inverso de la normalización se aplica a
todos los valores del eje x agrupados (por ejemplo CaCO_{2}). Un
esquema de normalización inverso similar se aplica a todos los
datos agrupados del eje y.
La agrupación es uno de las muchas técnicas
conocidas para determinar los valores alejados. Otras técnicas
conocidas para determinar los valores alejados también se pueden
usar en el método de la presente invención.
Alternativamente, o en adición a no considerar
los puntos de datos inexactos probables, para mejorar la exactitud
de los datos, se puede usar la agrupación y puntos de datos
sintéticos. Los puntos de datos sintéticos se pueden añadir para
incrementar el coeficiente de correlación de la línea que mejor se
adapta a los puntos de datos en los cuales la línea que mejor se
adapta se basa.
Otra forma del método para modificar los datos
que incorpora las enseñanzas de la presente invención se
representa en las figuras 4A y 4B. Como con el filtrado y la
agrupación de las formas descritas anteriormente en este documento,
la presente forma incluye una selección de puntos de datos que son
más probables para facilitar una determinación exacta del lugar y la
orientación de la línea que mejor se adapta y, por tanto, del flujo
sanguíneo capilar pulmonar o del rendimiento cardíaco de un
paciente. Esta forma del método para modificar los datos incluye
iterativamente el examen de los puntos de datos y la distribución
de los puntos de datos restantes en relación con las dos líneas que
representan la gama de las posibles mediciones de PCBF.
Del modo mostrado en las figuras 4A y 4B, una
línea o la ecuación para una línea (110) que representa un mínimo
esperado de flujo de sangre capilar pulmonar (es decir,
-m_{l\text{í}nea} = PCBF_{m\text{í}n}) y una línea o la ecuación
para una línea (120) que representa un máximo esperado de flujo
sanguíneo capilar pulmonar (es decir -m_{l\text{í}nea} 120 =
PCBF_{máx}) están situadas para intersectar en un punto de datos
(130). Por ejemplo, cuando la coordenada x se basa en CaCO_{2},
la línea (110) puede tener una inclinación de -0,5, lo que
representa un mínimo esperado de flujo sanguíneo capilar pulmonar de
0,5 L/min, y la línea (120) puede tener una inclinación de -20, que
representa un flujo sanguíneo capilar pulmonar máximo de 20L/min.
Por supuesto, el uso de otros valores de flujo sanguíneo capilar
pulmonar para las líneas (110 y 120) también está dentro del
objetivo de la presente invención.
A continuación, se determina el número de otros
puntos de datos (130) situados entre las líneas (110 y 120). Si el
número de puntos de datos (130) entre las líneas (110 y 120) es
igual a o excede un número de umbral, el punto de datos analizado
(130) se retiene para una determinación subsecuente del lugar y la
orientación de una línea que mejor se adapta a través de los datos.
De otra forma, el punto de datos analizados (130) se descarta. El
número de puntos de datos de umbral que se debe situar entre la
línea (110) y la línea (120) para un punto de datos analizado que
se ha de retener puede ser un valor predeterminado o determinado
por otros medios. Como ejemplo, el número de umbral puede ser
ajustado al número mediano de los puntos de datos que están
situados entre la línea (110) y la línea (120) cuando cada punto de
datos (130) de un grupo de puntos de datos (130) se ha evaluado de
acuerdo con la presente forma del método para modificar los datos.
Este proceso se repite hasta que cada punto de datos (130) en un
juego de puntos de datos (130) se ha evaluado de esta forma. La
figura 4A representa el uso de la presente forma del método de
modificación de los datos en un punto de datos (130) que se
retendrá, mientas que la figura 4B ilustra el uso de la presente
forma del método de modificación de datos en otro punto de datos
(130') que no se retendrá.
Las figuras 3C y 3D y las figuras 5 y 6 ilustran
el efecto de la modificación de los datos de acuerdo con las
enseñanzas de la presente invención para incrementar la exactitud
con la cual se puede determinar la localización y la orientación de
una línea que mejor se adapta a través de los datos. La figura 5
ilustra un trazado típico VCO_{2} en relación con CaCO_{2} sin
tal modificación, donde aparece el trazado como un circuito. A
modo de contraste, la figura 6 ilustra la proximidad de los datos
cuando una o más de las formas del método de la presente invención
se usan para modificar los datos. Las figuras 3C y 3D ilustran los
trazados de los datos de VCO_{2} y PetCO_{2} antes y después de
la modificación de acuerdo con la presente invención,
respectivamente. La proximidad incrementada de los puntos de datos
hace posible determinar la orientación y la localización de la
línea que mejor se adapta para ello con una exactitud
incrementada.
Una vez que todos los puntos de datos se hayan
examinado, el lugar y la orientación para la línea que mejor se
adapta a través de los datos agrupados restantes se determina. De
nuevo, una regresión lineal se usa de preferencia para determinar
el lugar y la orientación de la línea que mejor se adapta. La
inclinación negativa (es decir -1 x m) de la línea que mejor se
adapta provee una medición del flujo de sangre capilar pulmonar,
que se puede usar entonces para determinar el rendimiento cardíaco.
Un coeficiente de correlación se puede calcular entonces, del modo
dado a conocer previamente en este documento, para indicar la
calidad de los datos usados para determinar el flujo sanguíneo
capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco. El coeficiente de
correlación o una medida de calidad basada en él se puede entonces
comunicar al usuario (por ejemplo un médico, una enfermera o un
técnico respiratorio) o se puede usar para ponderar el valor del
flujo sanguíneo capilar pulmonar resultante o del rendimiento
cardíaco en un valor medio ponderado de salida.
Una forma o una combinación de formas del método
para modificar los datos de acuerdo con la presente invención se
puede llevar a cabo en los datos medidos o calculados para
incrementar la exactitud con la cual se puede determinar la línea
que mejor se adapta a través de los datos o el flujo sanguíneo
capilar pulmonar o la salida pulmonar de un paciente.
Como ejemplo del uso del filtrado y de la
agrupación entre sí, los datos de VCO_{2} calculados se agrupan
entre sí como los datos del eje y de un gráfico de línea
bidimensional y los puntos de datos de CaCO_{2} calculados se
agrupan entre sí como los puntos de los datos del eje x. Los puntos
de datos en al menos uno de los grupos se filtran para determinar
una línea que mejor se adapta para los datos, que tiene un
coeficiente de correlación óptimo. Los datos también se agrupan, o
bien antes o después del filtrado, para mejorar aún más el
coeficiente de correlación de la línea que mejor se adapta a los
datos de VCO_{2} o CaCO_{2} calculados. Los datos restantes se
usan entonces para determinar (por ejemplo por regresión lineal)
una línea que mejor se adapta para ello, al igual que un
coeficiente de correlación para la línea que mejor se adapta. La
inclinación de la línea que mejor se adapta se calcula entonces y
se usa para determinar el flujo sanguíneo capilar pulmonar o el
rendimiento cardíaco. El coeficiente de correlación también se
puede usar para indicar la fiabilidad de la determinación del flujo
sanguíneo capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco o para
impartir un ponderado específico a la determinación del flujo
sanguíneo capilar pulmonar o del rendimiento cardíaco en un
promedio ponderado de ello.
Una vez que se haya determinado la ubicación y la
orientación de una línea que mejor se adapta exacta para los datos
del modo que se ha dado a conocer previamente en este documento, el
flujo sanguíneo capilar pulmonar del paciente se puede calcular
como el negativo de la inclinación de la línea que mejor se adapta.
Además, el rendimiento cardíaco se puede entonces también
determinar por la adición del flujo sanguíneo capilar pulmonar del
paciente al flujo de desviación intrapulmonar del paciente, que
puede ser determinado por procesos conocidos.
Además, la línea que mejor se adapta se puede
usar para estimar el contenido de dióxido de carbono venoso mixto
del paciente. De modo convencional, se han requerido técnicas de
nueva respiración total para una medición sustancialmente no
invasiva del contenido de dióxido de carbono venoso mixto. Cuando
la eliminación de dióxido de carbono finalmente cesa durante la
nueva respiración total, la presión parcial del dióxido de carbono
medida en la boca de un paciente puede representar el contenido de
dióxido de carbono venoso mixto del paciente. Cuando se usan
técnicas de nueva respiración parcial, la eliminación del dióxido
de carbono del paciente se reduce a niveles inferiores a la línea
de base, pero no se reduce a cero. Al emplear las enseñanzas de la
presente invención para determinar la línea que mejor se adapta a
través de los datos obtenidos por el uso de técnicas de nueva
respiración parcial, la línea que mejor se adapta se puede extender
a un punto donde la eliminación del dióxido de carbono sería igual
a cero o efectivamente cero y con ello determinar el contenido de
dióxido de carbono, o el contenido de dióxido de carbono venoso
mixto de la sangre del paciente en ese punto. La ecuación (11), que
es la ecuación para la línea que mejor se adapta, se puede
arreglar de nuevo en términos de eliminación de dióxido de carbono
como sigue:
(22)VCO_{2} =
m \ x \ CaCO_{2} +
b
Cuando cesa la eliminación del dióxido de
carbono, VCO_{2} es igual a cero y la ecuación (22) se convierte
en:
(23)0 = m x
CvCO_{2} +
b
donde CvCO_{2} es el contenido de
dióxido de carbono venoso mixto, que se puede volver a arreglar
como
sigue:
(24)CvCO_{2}
= -b /
m
Correspondientemente, la presente invención
también incluye un método para la determinación sustancialmente no
invasiva del contenido de dióxido de carbono venoso mixto cuando se
emplean técnicas de nueva respiración parcial.
Aunque la descripción indicada contiene muchos
datos específicos, estos no se deberían considerar como que limitan
el objetivo de la presente invención, sino que se suministran
meramente como ilustraciones de algunas de las formas preferidas en
la actualidad. De modo similar, otras formas de la invención se
pueden considerar, que no parten del objetivo de la presente
invención. Las características de diferentes formas se pueden
emplear en combinación. El objetivo de la invención por tanto está
indicado y limitado solo por las reivindicaciones adjuntas y sus
equivalentes legales, y no por las descripciones indicadas. Todas
las adiciones, anulaciones y modificaciones de la invención del
modo que se dan a conocer en este documento, que caen dentro del
objetivo y significado de las reivindicaciones se han de incluir en
ella.
Claims (13)
1. Un aparato de evaluación respiratorio para la
determinación no invasiva de al menos uno de un contenido de
dióxido de carbono venoso mixto, un flujo sanguíneo capilar
pulmonar y un rendimiento cardíaco de un paciente, que consta
de:
un componente sensor configurado para obtener una
pluralidad de datos que constan de los datos de eliminación de
dióxido de carbono y los datos de un indicador de contenido de
dióxido de carbono en la sangre del paciente;
un primer componente de procesamiento configurado
para determinar un coeficiente de correlación entre los datos de
eliminación del dióxido de carbono indicados y los mencionados
datos del indicador indicado del contenido de dióxido de carbono;
y
un segundo componente de procesamiento
configurado para calcular al menos uno del contenido de dióxido de
carbono venoso mixto, el flujo sanguíneo capilar pulmonar y el
rendimiento cardíaco basado en el mencionado coeficiente de
correlación.
2. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 1, en el cual el mencionado primer componente de
procesamiento está configurado para determinar el coeficiente de
correlación mencionado por trazado de los mencionados datos de
eliminación de dióxido de carbono contra los mencionados datos del
indicador indicado del contenido de dióxido de carbono.
3. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 2, en el cual el mencionado primer componente de
procesamiento está configurado para trazar los mencionados datos de
eliminación de dióxido de carbono a lo largo de un eje y de un
gráfico de línea bidimensional contra los datos correspondientes
del mencionado indicador del contenido de dióxido de carbono
trazado a lo largo de un eje x del gráfico de línea bidimensional
mencionado.
4. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 3, en el cual el mencionado primer componente de
procesamiento está configurado para trazar los mencionados datos de
eliminación de dióxido de carbono a lo largo de un eje y de un
gráfico de línea bidimensional contra los datos correspondientes de
CaCO_{2} o de presión parcial periódica final trazado a lo largo
de un eje x del gráfico de la línea bidimensional indicado.
5. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 4, en el cual el mencionado primer componente de
procesamiento está configurado para determinar el coeficiente de
correlación indicado por la determinación de una línea que mejor se
adapta a través de la pluralidad de datos trazados.
6. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 5, en el cual el mencionado segundo componente de
procesamiento está configurado para llevar a cabo el cálculo
indicado del flujo sanguíneo capilar pulmonar por la multiplicación
de una inclinación de la línea que mejor se adapta indicada con
-1.
7. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 1 que además consta de un componente de mejora para
modificar al menos uno de los mencionados datos de eliminación de
dióxido de carbono y los datos indicados del mencionado indicador
del contenido de dióxido de carbono para incrementar el mencionado
coeficiente de correlación.
8. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 7, en el cual el componente de mejora indicado está
configurado para seleccionar los datos a usar para determinar el
coeficiente de correlación indicado y que incluye al menos uno de:
un componente de refinado configurado para filtrar al menos uno de
los mencionados datos de eliminación de dióxido de carbono y los
datos indicados del indicador mencionado del contenido de dióxido
de carbono;
un componente de agrupado configurado para
agrupar los datos de eliminación de dióxido de carbono indicados y
los datos indicados del mencionado indicador del contenido de
dióxido de carbono; y
un componente de evaluación configurado para
determinar un número de puntos de datos entre una primera línea que
representa un mínimo esperado de contenido de dióxido de carbono
venoso mixto, un flujo sanguíneo capilar pulmonar, o un rendimiento
cardíaco y una segunda línea que intersecta la mencionada primera
línea en un punto de datos analizados de la mencionada pluralidad
de datos, la mencionada segunda línea representa un máximo
esperado del contenido de dióxido de carbono venoso mixto, el flujo
sanguíneo capilar pulmonar o el rendimiento cardíaco y comparar el
mencionado número con un número de umbral para determinar si se
retiene el mencionado punto de datos analizados.
9. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 8, en el cual los medios de refinado mencionados
están configurados para llevar a cabo el mencionado filtrado sobre
la base de una forma de respuesta de impulso infinito por el empleo
de la siguiente ecuación:
VCO_{2}'[n] =
\alpha \ x \ VCO_{2}'[n-1] + (1-\alpha ) \ x \
VCO_{2}[n]
donde VCO_{2}[n] es el
punto de datos de eliminación de dióxido de carbono no filtrado,
más recientemente obtenido, VCO_{2}'[n-1] es el
punto de datos de eliminación de dióxido de carbono filtrado
previo, VCO_{2}'[n] es el nuevo valor "filtrado" basado en
VCO_{2}[n] y obtenido por el uso del filtro, y \alpha es
un coeficiente de
filtro.
10. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 8, en el cual el mencionado componente de agrupado
está además configurado para normalizar al menos una porción de la
mencionada pluralidad de datos antes de la mencionada
agrupación.
11. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 10, en el cual el mencionado componente de agrupado
está además configurado para invertir la mencionada normalización
después de la agrupación indicada y antes de la determinación
indicada del coeficiente de correlación mencionado.
12. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 1 en el cual los datos indicados de un indicador de
contenido de dióxido de carbono en la sangre del paciente consta de
datos de CaCO_{2} o datos de presión parcial periódica final.
13. El aparato de evaluación respiratorio de la
reivindicación 1 que además incluye un procesador.
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