ES2289815T3 - Monitor de paciente. - Google Patents
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Abstract
Un aparato de monitorización de paciente que comprende: una interfaz (72) de usuario que tiene una porción interior (74) adaptada para comunicar con un conducto respiratorio de un usuario tal que sustancialmente todo el gas inhalado y exhalado por tal usuario por vía de tal conducto respiratorio entra en dicha porción interior de dicha interfaz de usuario, en el que dicha interfaz de usuario es una máscara que cubre al menos una de una nariz y una boca de dicho usuario o una cánula nasal que tiene al menos una bifurcación que se inserta dentro de una fosa nasal de dicho usuario; al menos un elemento (76) de ventilación definido en una pared (73) de dicha interfaz de usuario y que comunica dicha porción interior de dicha interfaz de usuario con la atmósfera ambiente fuera de dicha interfaz de usuario, con dicho al menos un elemento de ventilación y dicha interfaz de usuario definiendo un elemento de flujo a través del cual una diferencia de presiones es creada durante la inhalación y la exhalación, siendo dicha diferencia de presiones una diferencia de presiones entre una primera presión dentro de dicha porción interior de dicha interfaz de usuario y la presión de dicha atmósfera ambiente fuera de dicha interfaz de usuario; un sensor (78) que comunica con dicha porción interior de dicha interfaz de usuario, midiendo dicho sensor una característica de fluido resultante de dicha diferencia de presiones y produciendo una primera señal (84) indicativa de dicha característica de fluido; una unidad (92) de procesamiento que recibe dicha primera señal y determina un valor cuantitativo para una característica fisiológica de un usuario basado en dicha primera señal; caracterizada por una alimentación (222, 233) de gas de respiración que comunica con dicha porción interior de dicha interfaz de usuario para suministrar gas de respiración a dicha porción interior de dicha interfaz de usuario.
Description
Monitor de paciente.
La presente invención se refiere a un monitor de
paciente para monitorizar y/o medir cuantitativamente una
característica fisiológica del paciente y, en particular, a un
aparato para monitorizar y/o medir cuantitativamente una
característica fisiológica basada, al menos en parte, en una
diferencia de presiones entre una presión dentro de una interfaz de
usuario y una presión atmosférica ambiente fuera del la interfaz de
usuario.
Hay muchas situaciones en las que es necesario o
deseable medir una característica fisiológica de un paciente, tal
como las características asociadas con la respiración. Ejemplos de
características asociadas con la respiración incluyen el caudal del
paciente, el período inspiratorio, el período espiratorio, el
volumen corriente, el volumen inspiratorio, el volumen espiratorio,
la ventilación por minuto, la frecuencia respiratoria, el período
de ventilación y la relación de inspiración a espiración (I/E). En
muchas situaciones también es importante identificar otras
características más asociadas con la respiración, tal como
identificar el comienzo, el final y la duración de una fase
inspiratoria y una fase espiratoria del paciente, así como detectar
el ronquido del paciente. Por ejemplo, cuando se lleva a cabo un
estudio del sueño para diagnosticar trastornos del sueño o cuando
se llevan a cabo otras funciones de monitorización pulmonar, es
corriente medir la frecuencia respiratoria y/o el caudal de aire
hacia y desde el paciente. Distinguir entre inspiración y espiración
es útil, por ejemplo, para activar un dispositivo de soporte de
presión que suministra gas de respiración a un paciente.
Hay varias técnicas conocidas para monitorizar
la respiración del paciente para estos fines. Una primera técnica
convencional implica colocar un termistor o un termopar en o cerca
del conducto respiratorio del paciente de modo que la respiración
del paciente pasa sobre el dispositivo de detección de temperatura.
El gas de respiración que entra en el paciente tiene una
temperatura que es generalmente menor que la del gas exhalado. El
termistor detecta esta diferencia de temperaturas y produce una
señal que puede ser usada para distinguir entre inspiración y
espiración.
Una desventaja principal de la técnica de
detección de caudal de aire por termistor o termopar es que estos
dispositivos no pueden medir cuantitativamente el caudal y/o el
volumen de gas de respiración suministrado a y/o exhalado por el
paciente porque la señal procedente del sensor es una medida de la
temperatura del aire pero no del caudal o presión del aire.
Típicamente, un sensor de caudal de aire por termistor es usado
solamente para diferenciar entre inspiración y espiración. Los
sensores que detectan la humedad tienen usos similares y desventajas
similares.
Una segunda técnica convencional para medir el
caudal de aire hacia y desde un paciente es ilustrada en la Figura
1 e implica situar un sensor 30 de neumotacómetro en un circuito 31
de respiración entre una fuente de gas de respiración, tal como una
ventilador o dispositivo de soporte de presión, y el conducto
respiratorio del paciente. En un neumotacómetro convencional, todo
el caudal Q_{IN} de gas de respiración es suministrado a un
paciente 32 desde una fuente 34 de presión. Inversamente, todo el
gas expulsado por el paciente 32 pasa a través del neumotacómetro
30 de modo que durante el funcionamiento hay un flujo bidireccional
de gas a través del neumotacómetro 30.
En su forma más sencilla mostrada en la Figura
1, el neumotacómetro 30 incluye un elemento 36 de flujo que tiene
un orificio 38 de un calibre conocido definido en él. El elemento 36
de flujo proporciona una resistencia R conocida al flujo a través
del neumotacómetro de modo que una diferencia \DeltaP de presiones
existe de un lado al otro del elemento 36 de flujo. Más
específicamente, el elemento 36 de flujo causa que una primera
presión P1 en un primer lado del elemento de flujo sea diferente que
una segunda presión P2 en un segundo lado del elemento de flujo
opuesto al primer lado. Que P1 sea mayor que P2 o viceversa depende
de la dirección del flujo a través del neumotacómetro.
En un primer tipo de neumotacómetro
convencional, una porción principal Q_{1} del caudal total
Q_{IN} de gas suministrado al neumotacómetro 30 pasa a través del
orificio 38. La diferencia \DeltaP de presiones creada por el
elemento 36 de flujo causa que una porción menor Q_{2} del gas
suministrado al neumotacómetro sea desviada a través de un canal 40
de derivación que está conectado al circuito 31 de respiración de un
lado al otro del elemento 36 de flujo. Un sensor 42 de caudal de
aire en el canal 40 de derivación mide el caudal del gas a través
de él. Como el área del orificio 38 y el área del canal 40 de
derivación son conocidas y están fijadas una respecto a otra, la
cantidad Q_{2} de gas que circula por el canal 40 de derivación
es una fracción conocida del caudal total Q_{IN} de gas
suministrado el neumotacómetro 30. El sensor 42 de caudal de aire
mide cuantitativamente la cantidad Q_{2} de gas que pasa por el
canal 40 de derivación. Una vez que está cantidad es conocida,
puede ser determinado el caudal total Q_{IN} de gas que pasa por
el neumotacómetro.
En un segundo tipo de neumotacógmetro
convencional, un sensor de presión, más bien que un sensor de caudal
de aire, está dispuesto en el canal 40 de derivación. El gas no
pasa a través del sensor de presión. En cambio, cada lado de un
diafragma en el sensor de presión comunica con las presiones P1 y P2
respectivas en ambos lados del elemento 36 de flujo. El sensor de
presión mide la diferencia \DeltaP de presiones de un lado al
otro del elemento 36 de flujo. Por ejemplo, para el flujo en la
dirección ilustrada en la Figura 1, la diferencia \DeltaP de
presiones de un lado al otro del elemento 36 de flujo es
P1-P2. Una vez que la diferencia \DeltaP de
presiones es conocida, el caudal Q_{IN} de gas que pasa a través
del neumotacómetro 30 puede ser determinado usando la ecuación
\DeltaP=PQ^{2}, donde R es la resistencia conocida del elemento
36 de flujo.
Otro neumotacómetro convencional 44 es mostrado
en la Figura 2. El neumotacómetro 44 mejora respecto al
neumotacómetro 30 en la Figura 1 disponiendo un primer elemento 46
de flujo lineal en lugar del elemento 36 de flujo. El primer
elemento 46 de flujo lineal funciona de la misma manera que el
elemento 36 de flujo creando una diferencia de presiones en el
circuito 31 de respiración. Sin embargo, el elemento 46 de flujo
tiene una pluralidad de canales en forma de panal que se extienden
en la dirección del flujo de gas para hacer lineal el flujo de gas
a través del neumotacómetro. El elemento de flujo anterior 36 en la
Figura 1 puede crear turbulencia aguas abajo que dificulta el flujo
de gas a través del canal de derivación o causa fluctuaciones en la
presión aguas abajo, degradando de tal modo la señal de caudal de
aire o diferencia de presiones por el sensor 42. El elemento 46 de
flujo resuelve este problema proporcionando una pluralidad de
canales en forma de panal que tienen el eje longitudinal paralelo
al eje del circuito de respiración. Los canales en forma de panal
aseguran que el flujo a través de la abertura aguas abajo del canal
de derivación es lineal, o sea, no turbulento.
Para asegurar que el flujo de gas a través de la
abertura en el canal 40 de derivación, aguas arriba del elemento 46
de flujo, también es lineal, o sea no turbulento, otros elementos 48
y 50 de flujo lineal están dispuestos en el circuito de
respiración. Los elementos 48 y 50 de flujo tienen la misma
configuración en panal que el elemento 46 de flujo. Como el gas
puede circular en ambas direcciones a través del neumotacómetro 44,
los elementos 48 y 50 de flujo están situados respectivamente a
cada lado del elemento 46 de flujo de modo que cada abertura de
entrada para el canal 40 de derivación está aguas abajo de uno de
estos elementos de flujo adicionales con independencia de la
dirección del flujo a través del neumotacómetro.
Aunque un neumotacómetro es una mejora respecto
a un termistor porque mide cuantitativamente el caudal y/o el
volumen de gas que pasa a través de él, también tiene desventajas
significativas. Por ejemplo, un neumotacómetro es relativamente
complicado y, por tanto, es de fabricación difícil y costosa.
También es difícil de limpiar y es relativamente grande. Debido a
su tamaño, que es impuesto por la necesidad de medir la diferencia
de presiones o el caudal a través del elemento de flujo en el
circuito de respiración, crea una cantidad relativamente grande de
espacio muerto en el circuito de respiración del paciente, lo que no
es propicio para minimizar la respiración de CO_{2} recirculado.
Debido a su complejidad, un neumotacómetro puede tener fugas y sus
capacidades funcionales pueden resentirse como resultado de la
acumulación de humedad y calor.
Un tercer tipo de caudalímetro de aire
convencional, ilustrado en la Figura 3, es un caudalímetro 52 de
aire de cánula nasal. El caudalímetro 52 de aire de cánula nasal es
similar a una cánula de oxígeno nasal en que incluye un par de
aberturas 54 y 56 que se insertan dentro de las fosas nasales 58 y
60 del usuario. Un tubo hueco 62 transporta una fracción de la
cantidad total de gas de respiración a un sensor, tal como un sensor
de caudal de aire o de presión. Si es conocida el área total de las
fosas nasales del usuario con respecto al área total de las
aberturas 54 y 56, el caudalímetro de aire de cánula nasal puede
proporcionar una medida cuantitativa del caudal de aire del
paciente.
Sin embargo, como el área total de las fosas
nasales de cada usuario puede variar de una persona a otra, un
caudalímetro de aire de cánula nasal dimensionado comúnmente no
puede proporcionar una medida cuantitativa precisa del caudal de
aire para todos los usuarios. Si dos personas tienen fosas nasales
de tamaños diferentes, la fracción del aire exhalado que está
siendo suministrada a las aberturas de la cánula nasal no puede ser
conocida para ambos usuarios. Por ejemplo, un primer usuario puede
suministrar el 30% del gas exhalado a las aberturas de la cánula
nasal mientras que un segundo usuario puede suministrar solo el 10%
del gas exhalado a la cánula nasal de igual tamaño. Esta variación
en el porcentaje de gas suministrado a la cánula de igual tamaño es
debida a la variación en el área de sección transversal total de las
fosas nasales de ambos usuarios. Para la cánula nasal de igual
tamaño, un usuario con fosas nasales más grandes suministrará a las
aberturas de la cánula nasal un porcentaje menor del gas exhalado
total que un usuario con fosas nasales más pequeñas. Así, una
cánula nasal convencional no puede medir exactamente el caudal de
aire para una pluralidad de usuarios que tienen fosas nasales de
tamaños diferentes.
Además de detectar y medir cantidades asociadas
con el caudal de aire que es suministrado a un paciente, también
hay muchos casos donde es importante detectar otras características
asociadas con la respiración, tal como el ronquido. El comienzo del
ronquido y/o la intensidad del ronquido pueden ser usados, por
ejemplo, como un activador para iniciar o controlar el nivel de una
terapia de presión positiva provista al paciente. Asimismo, la
presencia, la intensidad y/o la duración del ronquido pueden ser
usadas como una herramienta de diagnóstico para determinar si el
paciente padece un trastorno de sueño y/o respiración.
Es conocido usar un micrófono o un sensor de
presión montado en el exterior del cuello del paciente para detectar
sonidos o vibraciones de garganta generados por el ronquido. En
muchas situaciones, estos sensores son montados en el usuario como
una unidad individual y no están conectados a otras estructuras
llevadas por el paciente. Esto puede producir la colocación
incorrecta o ineficiente de tales sensores. Asimismo, los
dispositivos convencionales de detección del ronquido son bastante
susceptibles al ruido. Por ejemplo, los micrófonos pueden captar
sonidos externos no producidos por el paciente, tal como el
ronquido de una persona o animal cerca del paciente, y/o sonidos no
producidos por el ronquido tales como tos. Los sensores de presión
pueden ser afectados desfavorablemente por los movimientos
corporales, tales como movimientos normales que tienen lugar durante
la noche y/o vibraciones de la garganta producidos por la tos.
Un documento que describe las características
del preámbulo de la reivindicación 1 es el documento US
5.063.938.
Por consiguiente, un objeto de la presente
invención es proporcionar un dispositivo de monitorización de
paciente para monitorizar y/o medir cuantitativamente una
característica fisiológica del paciente y, en particular, una
característica asociada con la respiración, que no padezca las
desventajas de los medidores de volumen/caudal de aire y detectores
de ronquido convencionales. Este objeto es conseguido proporcionando
una interfaz de usuario que tiene una porción interior que comunica
con un conducto respiratorio de un usuario tal que sustancialmente
todo el gas inhalado y exhalado por el usuario entra en la porción
interior de la interfaz de usuario. Al menos un elemento de
ventilación está asociado con la interfaz de usuario y conecta la
porción interior de la interfaz de usuario con la atmósfera
ambiente fuera de la interfaz de usuario. El elemento de ventilación
y la interfaz de usuario definen un elemento de flujo a través del
cual una diferencia de presiones es creada durante la inspiración y
la espiración. Esta diferencia de presiones es una diferencia de
presiones entre una primera presión dentro de la porción interior
de la interfaz de usuario y la presión de la atmósfera ambiente
fuera de la interfaz de usuario. Un sensor acoplado a la porción
interior de la interfaz de usuario mide una característica de
fluido resultante de la diferencia de presiones y produce una señal
indicativa de esa característica del fluido. Esta señal puede ser
usada para monitorizar y/o medir características fisiológicas del
paciente. La señal producida por el sensor corresponde a una
característica asociada con la respiración y una unidad de
procesamiento recibe esta señal y basada en ella determina un valor
cuantitativo para la característica asociada con la respiración.
Según este aspecto de la invención, se
proporciona un aparato de monitorización de paciente que comprende:
una interfaz de usuario que tiene una porción interior adaptada para
comunicar con un conducto respiratorio de un usuario tal que
sustancialmente todo el gas inhalado y exhalado por tal usuario por
vía de tal conducto respiratorio entra en dicha porción interior de
dicha interfaz de usuario, en el que dicha interfaz de usuario es
una máscara que cubre al menos una de la nariz y la boca de dicho
usuario o una cánula nasal que tiene al menos un bifurcación que se
inserta dentro de una fosa nasal de dicho usuario; una fuente de gas
de respiración que comunica con dicha porción interior de dicha
interfaz de usuario para suministrar gas de respiración a dicha
porción interior de dicha interfaz de usuario; al menos un elemento
de ventilación definido en una pared de dicha interfaz de usuario y
que comunica dicha porción interior de dicha interfaz de usuario con
la atmósfera ambiente fuera de dicha interfaz de usuario, con dicho
al menos un elemento de ventilación y dicha interfaz de usuario
definiendo un elemento de flujo a través del cual una diferencia de
presiones es creada durante la inhalación y la exhalación, con
dicha diferencia de presiones siendo una diferencia de presiones
entre una primera presión dentro de dicha porción interior de dicha
interfaz de usuario y la presión de dicha atmósfera ambiente fuera
de dicha interfaz de usuario; un sensor que comunica con dicha
porción interior de dicha interfaz de usuario, midiendo dicho
sensor una característica de fluido resultante de dicha diferencia
de presiones y produciendo una primera señal indicativa de dicha
característica de fluido; y una unidad de procesamiento que recibe
dicha primera señal y determina un valor cuantitativo para una
característica fisiológica de un usuario basado en dicha primera
señal.
Estos y otros objetos, rasgos y características
de la presente invención, así como los métodos de funcionamiento y
las funciones de los elementos relacionados de la estructura y la
combinación de partes y las economías de fabricación, resultarán
más evidentes al considerar la descripción siguiente y las
reivindicaciones adjuntas con referencia a los dibujos adjuntos,
todos los cuales forman una parte de esta memoria descriptiva, en
los que los números de referencia iguales designan partes
correspondientes en las diversas figuras. Sin embargo, ha de
comprenderse claramente que los dibujos son con fines de ilustración
y descripción solamente y que no son propuestos como una definición
de los límites de la invención.
Las Figuras 1 y 2 son diagramas esquemáticos de
caudalímetros de aire convencionales de neumotacómetro;
la Figura 3 es un diagrama esquemático de un
caudalímetro de aire convencional de cánula nasal;
las Figuras 4A y 4B ilustran esquemáticamente
una primera realización de la primera porción de un medidor de
interfaz según los principios de la presente invención;
la Figura 5 es un diagrama esquemático de una
segunda porción del medidor de interfaz ilustrado en la Figura
4;
las Figuras 6, 7 y 8 son gráficos que ilustran
la relación entre las salida de un sensor acoplado a un dispositivo
de interfaz y el caudal real a través de la interfaz;
la Figura 9 es un esquema de circuito más
detallado del medidor de interfaz ilustrado en la Figura 5;
las Figuras 10A y 10B son formas de onda que
ilustran el caudal y el volumen de respiración del paciente medidos
usando el medidor de interfaz según la primera realización de la
presente invención;
la Figura 11A es una forma de onda que ilustra
la señal de caudal no calibrada producida por la porción de sensor
del medidor de interfaz en presencia de ronquido del usuario, y la
Figura 11B es una forma de onda que ilustra la señal de caudal
(real) calibrada extraída del medidor de interfaz (inhalar
solamente) en presencia de ronquido;
las Figuras 12A y 12B muestran una forma de onda
que ilustra una señal de caudal producida por el medidor de interfaz
de la presente invención en presencia de ronquido que demuestra como
la presente invención es usada para analizar el ronquido del
paciente;
las Figuras 13 y 13A a 13E muestran un diagrama
esquemático de un circuito usado para analizar el ronquido de un
paciente según los principios de la presente invención;
la Figura 14 ilustra diversas configuraciones
para un medidor de interfaz;
la Figura 15 ilustra un segundo medidor de
interfaz;
la Figura 16 ilustra una realización de un
medidor de interfaz según los principios de la presente
invención;
la Figura 17 ilustra una segunda realización de
un medidor de interfaz según los principios de la presente
invención;
la Figura 18 ilustra una tercera realización de
un medidor de interfaz según los principios de la presente
invención;
la Figura 19 ilustra una cuarta realización de
un medidor de interfaz según los principios de la presente
invención.
Las Figuras 4A y 4B ilustran esquemáticamente
una primera realización de un medidor 70 de interfaz según los
principios de la presente invención. El medidor 70 incluye una
interfaz 72 de usuario que en esta realización es una máscara usada
sobre la nariz y/o la boca del paciente (no mostrado). Debería
observarse que los términos "usuario" y "paciente" son
usados como sinónimos en este documento. Una pared 73 de la interfaz
72 de usuario define una porción interior 74 que recibe la nariz
y/o la boca del usuario cuando es usada por el paciente. Cuando el
usuario respira dentro de la interfaz de usuario, gas es transferido
entre el usuario y la porción interior 74 de la interfaz 72 de
usuario. Una pluralidad de agujeros 76 están dispuestos en la pared
73 de la interfaz 72 de usuario para dejar escapar el gas exhalado
desde la porción interior 74 a la atmósfera ambiente fuera de la
interfaz 72 de usuario. Véase la Figura 4A. Inversamente, el gas
inhalado por el usuario entra en la porción interior 74 de la
interfaz 72 de usuario a través de los agujeros 76 antes de ser
inhalado por el usuario. Véase la Figura 4B.
Un sensor 78 están acoplado a un agujero 80 en
la interfaz de usuario para medir una característica de fluido, tal
como una caudal o una diferencia de presiones, asociada con la
transferencia de gas entre la porción interior 74 de la interfaz 72
de usuario y la atmósfera ambiente. En la realización ilustrada en
las Figuras 4A y 4B, el sensor 78 está acoplado a la interfaz 72 de
usuario tal que una porción del gas que entra en, o sale de, la
porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario pasa a través del
sensor. El tamaño y la forma del sensor 78, el agujero 80 y un tubo
82, que conecta el sensor 78 al agujero 80, son seleccionados a fin
de minimizar la resistencia al flujo entre la porción interior 74 y
el área fuera de la máscara, impuesta por el sensor 78, el agujero
80 y el tubo 82. En la realización ilustrada, el sensor 78 es un
caudalímetro de aire que mide el caudal de gas que pasa a través del
medidor.
Los agujeros 76 dispuestos en la interfaz 72 de
usuario funcionan de manera muy parecida al elemento de flujo en un
neumotacómetro convencional. O sea, los agujeros 76 crean una ligera
resistencia al flujo de gas hacia dentro o hacia fuera de, la
porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario de modo que,
durante la inhalación y la exhalación, una diferencia de presiones
es creada entre la porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario
y la presión ambiente fuera de la máscara. Esta diferencia de
presiones causa que el gas circule a través del circuito definido
por el tubo 82 y el sensor 78 de modo que el caudal de gas a través
del sensor 78 puede ser medido cuantitativamente por el sensor
78.
Para un fluido o gas incompresible, el caudal de
un fluido al interior de un área debe ser igual al caudal del
fluido fuera de esa área (Q_{IN} = Q_{OUT}). Debería observarse
que los términos "fluido" y "gas" son usados
intercambiablemente en todo este documento. Aplicar este principio a
la interfaz 72 establece que el caudal Q_{TOT IN} de fluido que
entra en la porción interior 74 desde el usuario durante la
exhalación debe ser igual que el caudal Q_{1}, Q_{2}, ...
Q_{n} de fluido desde los agujeros 76 de salida de la máscara,
suponiendo que no hay fugas no tenidas en cuenta en la máscara o en
la interfaz de usuario/máscara. Véase la Figura 4A. De modo
similar, el caudal Q_{TOT OUT} al usuario durante la inhalación
debe ser igual que el caudal Q_{1}, Q_{2}, ... Q_{n} al
interior de la máscara por los agujeros, suponiendo nuevamente que
no hay fugas involuntarias en la máscara o en la interfaz de
usuario/máscara. Véase la Figura 4B. Así, Q_{TOT} = Q_{1} +
Q_{2} + ... Q_{n}.
Aunque la realización ilustrada describe la
interfaz de máscara como teniendo una pluralidad de agujeros
definidos directamente en la pared de la interfaz, ha de
comprenderse que la presente invención no está limitada a esta
configuración particular para comunicar la porción interior de la
interfaz con la atmósfera ambiente. Por el contrario, la presente
invención considera que puede usada cualquier estructura de
ventilación que comunique la porción interior de la interfaz con la
atmósfera ambiente mientras cree una diferencia de presiones
suficiente. Por ejemplo, la ventilación puede ser conseguida en una
máscara que no tiene agujeros de escape uniendo un tubo adaptador a
la abertura de entrada/salida en la máscara. En el tubo adaptador
pueden estar dispuestos agujeros que comunican la porción interior
del tubo adaptador, y por tanto la porción interior de la máscara,
con la atmósfera ambiente. La máscara y adaptador combinados son
equivalentes a la interfaz 72 de usuario ilustrada en las Figuras
4A y 4B. También puede apreciarse que las estructuras de ventilación
no precisan estar dispuestas directamente en la máscara. Asimismo,
el mecanismo de ventilación, tal como los agujeros 76, puede tener
cualquier forma, modelo o número de agujeros siempre que funcione
para su fin propuesto: comunicar el interior de la interfaz de
usuario con la atmósfera ambiente mientras crea una diferencia de
presiones suficiente para producir una característica de fluido que
puede ser medida por el sensor 78. Asimismo, el mecanismo de
ventilación no precisa ser definido por agujeros de diámetro fijo.
Por el contrario, puede variar el diámetro o grado de abertura de la
estructura de ventilación.
En la realización ilustrada de la presente
invención, el área del agujero 80 es fija con respecto al área
total de los agujeros 76 restantes en la interfaz 72 de usuario, de
modo que el caudal Q_{5} de gas que sale de la máscara a través
del sensor 78 es una fracción conocida del caudal total de gas que
sale de la porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario durante
la espiración. Inversamente, el caudal Q_{5} de gas al interior
de la máscara a través del sensor 78 es una fracción conocida del
caudal total de gas al interior de la porción interior 74 durante
la inspiración. El sensor 78 mide el caudal Q_{5} de gas que pasa
a través de él en cualquier dirección y produce una señal 84
indicativa de ese caudal y de la dirección de flujo a través del
sensor. El caudal a través del sensor es una característica del gas
que pasa a través de la interfaz de máscara y, como se observó
antes, resulta de la diferencia de presiones creada por el elemento
de flujo que, en esta realización, es definido disponiendo agujeros
directamente en la máscara.
Como la porción de gas que pasa a través del
sensor 78 es una fracción conocida de la cantidad total de gas que
pasa a través de los agujeros 76 y 80, el caudal total de gas hacia
y desde la porción interior de la interfaz 72 de usuario puede ser
determinado a partir del caudal medido a través del medidor 78.
Idealmente, el caudal medido a través del sensor 78 está
relacionado linealmente con el caudal total Q_{T} hacia dentro o
hacia fuera la porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario, de
modo que una vez que el caudal a través del sensor 78 es conocido,
el caudal total hacia dentro o hacia fuera de la máscara puede ser
determinado fácilmente aplicando un factor multiplicador a la señal
84 extraída del sensor 78. Por ejemplo, esto puede ser efectuado
amplificando la señal 84 por una magnitud predeterminada.
Sin embargo, se ha determinado que el caudal
medido por el sensor 78 no está relacionado típicamente de modo
lineal con el caudal total a través de la interfaz de usuario. Esto
es así porque la relación entre el caudal total Q_{TOT} a través
de la porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario y el caudal
medido a través del sensor 78 depende de un número de factores
tales como el número y el calibre de los agujeros 76, la forma de
la interfaz 72, la distancia de la abertura de muestreo del sensor a
la fuente de presión, la resistencia al flujo a través del sensor y
los componentes asociados y la posición del agujero 80 en la máscara
a la que está unido el sensor. Así, procesamiento adicional debe
ser realizado típicamente en la señal 84 antes de que esa señal
indique precisamente el caudal total real a través de la interfaz de
usuario.
Con independencia de si la relación entre el
caudal a través del sensor y el caudal total a través de la máscara
es lineal o no lineal, siempre que la estructura del medidor de
interfaz no cambie, la determinación del caudal total Q_{TOT} que
entra en la porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario usando
el caudal medido a través del sensor 78 será sustancialmente igual
para todos los usuarios con independencia de las características
física del paciente que lleva el medidor de interfaz. Así, una vez
que el sensor 78 es calibrado para una interfaz 72 particular con
rasgos estructurales fijos, o sea, una vez que es establecida la
relación entre la salida del sensor 78 y el caudal total a través
de la interfaz de máscara, el mismo medidor 70 de interfaz puede
ser usado en una gran variedad de pacientes para medir
cuantitativamente las características asociadas con la respiración,
tales como el caudal y/o el volumen de gas suministrado al
paciente.
En una realización preferida de la presente
invención, el sensor 78 es un sensor de caudal másico de aire, tal
como el sensor AWM2100V fabricado por Honeywell Inc., que produce un
margen de tensiones analógicas correspondientes a un margen
predeterminado de caudales de aire a través del sensor. La salida
del sensor AWM2100V es una señal diferencial positiva y negativa
que corresponde al caudal y a la dirección del flujo a través del
sensor. El sensor AWM2100V es particularmente adecuado para el uso
en medir la cantidad de gas que pasa a través de una porción de la
interfaz 72 de usuario porque el sensor AWM2100V es capaz de medir
precisamente un caudal muy pequeño. Por ejemplo, se ha determinado
que la caída de presión necesaria para generar flujo a través del
sensor AWM2100V a plena escala es 0,5 cm de H_{2}O solamente. Como
el caudal de gas de respiración a través del sensor 78 puede ser
muy pequeño, también es muy pequeña la caída de presión a través de
la interfaz 72 de usuario necesaria para crear un flujo a través
del sensor AWM2100V. Como resultado, la interfaz 72 de usuario
puede tener una resistencia extremadamente pequeña de modo que el
gas circula de modo relativamente fácil hacia dentro y hacia fuera
de la porción interior 74. Reducir la resistencia al flujo, que es
realizado reduciendo la caída de presión a través de la interfaz de
usuario, o sea, a través del elemento de flujo definido por la
máscara y los agujeros en la máscara, es conseguido, por ejemplo,
disponiendo más agujeros en la máscara y/o aumentando el calibre de
los agujeros de modo que el gas de respiración circula más
libremente entre la porción interior 74 y el área fuera de la
interfaz 72 de usuario.
Una ventaja obtenida haciendo la resistencia de
máscara lo más pequeña posible es proporcionar una buena selladura
de máscara (sin fugas) con el paciente. Cuanto menor es la
resistencia de la máscara, es más probable que no habrá fugas en la
interfaz de máscara/paciente. Las fugas involuntarias en la máscara
o en la interfaz de máscara/paciente pueden ser tenidas en cuenta
al determinar el caudal total hacia y desde el paciente basado en
el caudal medido a través del sensor 78. Por ejemplo, los algoritmos
de estimación de fugas enseñados por la Patentes de EE.UU. n^{os}
5.148.802, 5.239.995, 5.313.937, 5.433.193 y 5.632.269 pueden ser
usados para determinar fugas involuntarias en la máscara o la
interfaz de máscara/paciente. Si estas fugas involuntarias son
minimizadas a una cantidad insustancial, el uso de técnicas de
estimación y corrección de fugas puede ser evitado.
Se ha determinado que una buena selladura es
obtenida siempre que la presión dentro de la porción interior 74 de
la interfaz 72 de usuario esté entre -2 cm de H_{2}O y 2 cm de
H_{2}O. La resistencia al flujo relativamente pequeña a través
del sensor AWM2100V permite que la presión dentro de la máscara esté
dentro de este margen. Así, es válida la hipótesis de que no hay
fugas de máscara distintas que a través de los agujeros 76 y 80.
Por ejemplo, se ha determinado que la presión en la interfaz 72 de
usuario, incluso con la caída de presión causada por el tubo 82 y
un filtro de bacterias (no mostrado) situados entre la interfaz 72
de usuario y el sensor 78, es 1 cm de H_{2}O con un caudal de 100
litros por minuto (lpm).
En cualquier caso, aunque la caída de presión
necesaria para generar flujo a través del sensor supere 2 cm de
H_{2}O, las fugas involuntarias en la interfaz de máscara/paciente
pueden ser eliminadas aumentando la fuerza selladora aplicada sobre
la máscara para sujetar la máscara al paciente y/o disponiendo una
selladura mejorada entre la máscara y el usuario, tal como una
selladura adhesiva o un área selladora mas grande.
La presente invención también considera que
sensores distintos que un sensor de caudal de aire pueden ser
usados como sensor 78. Por ejemplo, el sensor 78 puede ser un sensor
de presión. Un ejemplo de un sensor de presión adecuado es un
sensor de presión diferencial que mide directamente la diferencia
entre la presión de la porción interior 74 de la interfaz 72 de
usuario y la presión de la atmósfera ambiente fuera de la interfaz
de usuario. Esta diferencia de presiones, como el flujo de gas a
través del sensor en la realización anterior, es debida a la
restricción en caudal entre la atmósfera ambiente y el interior de
la máscara creada por el elemento de flujo, que en esta realización
es definida por los agujeros dispuestos en la interfaz 72 de
usuario. Otro sensor adecuado es un sensor de presión absoluta que
mide la presión de la porción interior 74 con respecto a una
presión de referencia fija. Cualquier sensor, tal como un sensor de
caudal de aire, un sensor de presión o un sensor de temperatura
cuantitativa, que sea capaz de medir una característica de fluido
creada por la diferencia de presiones causada por el elemento de
flujo y que sea capaz de producir una señal indicativa de esa
característica, puede ser usado como el sensor 78.
Si el sensor 78 es un sensor de presión, el gas
no pasa a través del sensor. En cambio para un sensor de presión
diferencial, un lado de un diafragma en el sensor 78 comunica con la
porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario y el otro lado del
diafragma comunica con la atmósfera ambiente. El sensor de presión
mide la diferencia \DeltaP de presiones entre una primera presión
dentro de la porción interior de la interfaz de usuario y la
presión atmosférica ambiente fuera de la interfaz de usuario. Una
vez que esta diferencia de presiones es conocida, el caudal real
Q_{IN} del gas que pasa a través de la interfaz de máscara puede
ser determinado, por ejemplo, usando una tabla de consulta basada
en la relación conocida entre presión y caudal, o sea,
\DeltaP=RQ^{2}. Un método similar es usado si el sensor de
presión es un sensor de presión absoluta.
Con independencia de si el sensor 78 es un
sensor de caudal de aire, un sensor de presión o cualquier otro
tipo de sensor, la señal producida por el sensor es típicamente una
señal analógica. Si el sensor 78 es un sensor de caudal de aire, la
señal 84 corresponde al caudal de gas a través del sensor e indica
la dirección relativa del flujo. Si el sensor 78 es un sensor de
presión diferencial, la señal 84 corresponde a una diferencia de
presiones de un lado al otro del elemento de flujo y también indica
una dirección relativa del flujo basada en si la presión dentro de
la interfaz es mayor o menor que la presión ambiente. Puede
apreciarse que la señal 84 corresponde a una característica
asociada con la respiración porque la señal 84 puede ser usada para
determinar cuantitativamente una característica asociada con la
respiración, tal como el caudal o el volumen del paciente. Incluso
en su forma sin procesar no calibrada, la señal 84 puede ser usada
para distinguir entre inspiración y espiración y/o para detectar el
ronquido y, de este modo, corresponde a la característica
respiratoria de inspiración, espiración y/o ronquido. El valor de
la señal analógica 84 representa un valor de una de estas
características de respiración. Ejemplos de características
asociadas con la respiración que pueden ser determinadas usando la
señal 84 son tratados con más detalle después.
Como se muestra en la Figura 5, la señal 84
procedente del sensor 78 es suministrada a un amplificador 86 y la
salida del amplificador 86 es suministrada a un convertidor
analógico/digital (A/D) 88. La salida digital 90 del convertidor A/D
88 es suministrada a un procesador 92 que corrige la no linealidad
en la salida del sensor 78 de modo que la señal 94 extraída del
procesador 92 es una señal indicativa de un valor cuantitativo para
una característica asociada con la respiración.
Por ejemplo, en una realización de la presente
invención tratada anteriormente, la señal 84 procedente del sensor
78 es una señal indicativa del caudal de gas que pasa a través del
sensor. Sin embargo, como se trató anteriormente, esta señal está
típicamente relacionada no linealmente con el caudal total Q_{TOT}
de gas hacia o desde la porción interior 74 de la interfaz de
usuario. Para corregir esta no linealidad, la señal 84 es
suministrada al procesador 92. El procesador 92 determina el valor
cuantitativo (real) del caudal total Q_{TOT} de gas que entra en,
o sale de, la porción interior 74 de la interfaz 72 de usuario,
basado en la señal 84. Los detalles sobre como es realizado esto
son tratados después. Ha de comprenderse que, basado en la señal
84, el procesador 92 puede determinar características asociadas con
la respiración distintas que el caudal. Por ejemplo, integrando la
señal de caudal corregida, el procesador 92 puede producir una señal
que representa el volumen total V_{TOT} de gas que sale de, o
entra en, la porción interior de la interfaz de usuario.
En la realización ilustrada, un convertidor
digital/analógico (D/A) 96 convierte la señal 94 procedente del
procesador 92 en una señal analógica 98 y suministra la señal
analógica 98 a un dispositivo 100 de salida y/o almacenamiento. En
una realización preferida de la presente invención, el dispositivo
100 de salida es un monitor o una pantalla LED (diodos
luminiscentes) que convierte la señal 98 en una salida perceptible
por el ser humano indicativa de la característica asociada con la
respiración tal como el caudal o el volumen de flujo hacia y desde
el usuario. También es preferida almacenar la señal 98 en una
memoria para uso en evaluar los estados respiratorios del paciente.
Alternativamente o además de la realización anterior, la salida 94
procedente del procesador 92 puede ser suministrada en su formato
digital a un dispositivo 99 de salida digital tal como una
pantalla, una memoria, un terminal y/o un sistema de comunicación
digitales.
Como se observó antes, como la salida del sensor
78 no está típicamente relacionada linealmente con el caudal a
través de la interfaz de máscara en todo el margen de caudales de
aire hacia y desde el paciente, el procesador 92 debe corregir la
no linealidad en la salida del sensor 78. En una realización
preferida de la presente invención, el procesador 92 calcula el
caudal total Q_{TOT} que entra en, o sale de, la interfaz 72
basado en la salida del sensor 78 usando una tabla de consulta, que
es determinada a partir de una relación preestablecida entre la
salida del sensor 78 y el caudal a través de la interfaz. La Figura
6 es una representación gráfica de esta relación. Debería
comprenderse que el gráfico en la Figura 6 es determinado para una
interfaz de máscara específica. Las relaciones establecidas por la
curva en la Figura 6 no son aplicables a todas las interfaces. Así,
para cada tipo diferente de interfaz para la que ha de ser usado el
procesador, la relación entre la salida del sensor y el valor
cuantitativo real de la característica respiratoria que interesa
debe ser determinada de antemano de modo que esta relación pueda
ser usada entonces para determinar el valor cuantitativo de la
característica respiratoria deseada.
La curva 102 en la Figura 6 ilustra la relación
entre la señal producida por el sensor 78 para un primer tipo de
interfaz de máscara y el caudal a través de esa interfaz. El eje
vertical del gráfico en la Figura 6 corresponde a la salida del
sensor 78, que está típicamente dentro de un margen de -60 mV a +60
mV para el sensor AWM2100V. El eje horizontal representa el caudal
total Q_{TOT} hacia dentro o hacia fuera de la interfaz. La
porción de la curva 102 a la derecha de la marca de caudal cero en
el eje horizontal representa el caudal en una primera dirección a
través del sensor, por ejemplo espiración, y la porción de la curva
102 a la izquierda del punto de caudal cero representa el caudal en
una segunda dirección, opuesta a la primera dirección, por ejemplo
inspiración.
En la Figura 6 puede apreciarse que para el
sensor y el tipo de interfaz particulares usados para generar la
curva 102, la salida del sensor 78 no está relacionada linealmente
con el caudal a través de la interfaz de máscara. Esto es
particularmente cierto cerca del caudal cero. Sin embargo,
conociendo la relación entre la salida del sensor 78 y el caudal
total, el caudal cuantitativo real a través de la máscara puede ser
determinado fácilmente.
Puede apreciarse además que la curva 102 tendrá
formas diferentes dependiendo del tipo de sensor y de interfaz que
son usados. Sin embargo, una vez que es determinada la relación
entre la salida del sensor y el caudal a través de la interfaz,
esta relación permanece válida con independencia de las
características físicas del paciente que usa el medidor de
interfaz. Así, a diferencia de las cánulas nasales, el mismo medidor
de interfaz puede ser usado para determinar cuantitativamente una
característica asociada con la respiración, tal como el caudal, para
una extensa variedad de usuarios.
La Figura 7 es similar a la Figura 6 en que es
un gráfico que ilustra la relación entre la señal producida por el
sensor 78 para un tipo particular de interfaz de máscara y el caudal
a través de esa interfaz. Sin embargo, el eje vertical en la Figura
7 indica una salida amplificada linealmente del sensor 78, que
corresponde a la señal 122 en la Figura 5. La señal extraída del
sensor 78 ilustrada en la Figura 7 ha sido amplificada de modo que
el margen de tensiones de la señal está entre -5 V y +5 V. La Figura
7 incluye una primera curva 104, ilustrada por una línea continua,
que representa la relación de tensión-caudal total
para el flujo a través del sensor 78 en una primera dirección
(durante la exhalación típicamente), y una segunda curva 106,
ilustrada por una línea de puntos, que representa la relación de
tensión-caudal total para el flujo a través del
sensor 78 en una segunda dirección (durante la inhalación
típicamente) opuesta a la primera dirección. En la realización
ilustrada, la salida del sensor 78 es positiva durante la espiración
y negativa durante la inspiración. Sin embargo, ha de comprenderse
que esta relación podría ser invertida.
En la Figura 7, las curvas 104 y 106 que
representan el caudal durante la espiración y la inspiración,
respectivamente, están superpuestas entre sí para demostrar que las
características de tensión-caudal son
sustancialmente iguales con independencia de la dirección del flujo
a través del sensor 78. Así, la misma relación entre la salida del
sensor y el caudal a través de la interfaz puede ser usada con
independencia de la dirección del flujo a través de la interfaz, o
sea, durante la inspiración y la espiración, simplificando de tal
modo la determinación del caudal a través de la interfaz basado en
la salida medida del sensor 78. Sin embargo, es posible usar
relaciones distintas para determinar un valor cuantitativo de una
característica asociada con la inspiración y una característica
asociada con la espiración.
En una realización preferida de la presente
invención, la relación conocida entre la salida del sensor 78 y el
caudal a través de la interfaz de máscara, como es ilustrada por las
curvas en las Figuras 6 y 7 por ejemplo, es usada para generar una
tabla de consulta. Esta tabla es usada para determinar el caudal
real a través de la interfaz de máscara a partir de la salida del
sensor 78. Sin embargo, la presente invención considera que
técnicas distintas que una tabla de consulta pueden ser usadas para
determinar una medida cuantitativa de una característica asociada
con la respiración a partir de la señal sin procesar extraída del
sensor 78. Por ejemplo, una vez que la relación de
tensión-caudal total para el medidor de interfaz es
establecida, el caudal puede ser calculado con una ecuación que
define esta relación. Por ejemplo, las curvas 104 y 106 en la Figura
7 pueden ser definidas generalmente por la ecuación polinomial de
tercer orden siguiente:
y =
-2,208X10^{-6}x^{3} +5,982X10^{-4}x^{2}
-2,731X10^{-3}x+9,165X10^{-3}.
donde y es la salida
amplificada linealmente del sensor 78 y x es el caudal hacia
dentro o hacia fuera de la interfaz de máscara. Una vez que
y es determinada por el sensor 78, el procesador 92 puede
resolver respecto a x para determinar el caudal total hacia
dentro o hacia fuera de la interfaz. Como se observó antes,
ecuaciones o tablas de consulta distintas pueden ser usadas para
determinar el caudal a través de la máscara durante la inspiración
y la espiración, mejorando de tal modo la precisión de la salida del
medidor de interfaz si la relación entre la salida del sensor 78 y
el caudal a través de la interfaz no es igual para el flujo en ambas
direcciones a través del
sensor.
Debería comprenderse que la ecuación anterior y
el gráfico ilustrado en las Figuras 6 y 7 que definen la relación
entre la salida del sensor 78 y el caudal total hacia dentro o hacia
fuera de la interfaz de máscara son aplicables solamente a un tipo
particular de interfaz que tiene una estructura predeterminada. Por
ejemplo, si más agujeros son añadidos o la forma o el tamaño de
máscara es alterado, la relación entre la salida del sensor 78 y el
caudal total hacia dentro o hacia fuera de la interfaz de máscara
puede cambiar, requiriendo la recalibración del procesador 92 de
modo que una curva diferente es usada para determinar el valor
cuantitativo para la característica respiratoria deseada basada en
la salida del sensor.
Por ejemplo, la Figura 8 ilustra tres curvas
101, 103 y 105 que definen la relación entre la presión medida por
el sensor 78 y el caudal a través de la interfaz para tres máscaras
que tienen características estructurales diferentes. La curva 101
asociada con una primera máscara es casi una línea recta,
significando que hay casi una relación lineal entre la presión
medida por el sensor 78 y el caudal total a través de la interfaz.
La Figura 8 también demuestra que si el sensor 78 es un monitor de
presión, las mismas técnicas usadas para generar el caudal total a
través de la máscara, o sea, usar una tabla de consulta o ecuación
derivada de la relación ilustrada en la Figura 8, pueden ser usadas
para determinar el valor cuantitativo de característica asociada con
la respiración, tal como el caudal a través de la interfaz.
Siempre que un lote de interfaces de máscara son
fabricados con las mismas características estructurales, la misma
calibración, o sea, la curva de tensión-caudal,
puede ser aplicada a todas las interfaces de máscara en ese lote.
Proveyendo a cada procesador de la misma relación de
tensión-caudal total, no hay necesidad de calibrar
cada medidor de interfaz individualmente. En resumen, los medidores
de interfaz de la presente invención pueden ser calibrados
comúnmente siempre que compartan las mismas características
estructurales para la interfaz. Las características funcionales del
medidor de interfaz no varían con las características físicas del
usuario, como es el caso de caudalímetros de cánula nasal
convencionales.
Ha de comprenderse además que el procesador 92
puede contener un número de tablas de consulta y/o ecuaciones
diferentes asociadas con diversos dispositivos de interfaz
diferentes de modo que el mismo procesador puede ser usado en
conjunción con un número de tipos o configuraciones diferentes de
interfaces de pacientes, siempre que la tabla de consulta o la
ecuación de tensión-caudal total apropiada sea usada
con la interfaz seleccionada. En esta realización, un selector es
provisto de modo que el usuario pueda seleccionar el tipo de
interfaz que es usado con el medidor de interfaz. Entonces, el
procesador 92 usa la tabla de consulta o ecuación correcta u otra
técnica para determinar el valor cuantitativo para una
característica fisiológica de paciente basado en la interfaz
seleccionada. Por ejemplo, una porción de memoria en el procesador
92 puede contener tres tablas de consulta asociadas con tres
tamaños de máscara diferentes. El usuario selecciona el tamaño de
máscara que es usado e introduce esta selección en el procesador
92. El procesador 92 usa entonces la tabla de consulta correcta
para el tamaño de máscara seleccionado para determinar el valor
cuantitativo del caudal a través de la interfaz de máscara basado en
la salida del sensor 78.
Como se trató anteriormente, una función
principal del procesador 92 en la presente invención es convertir
la señal procedente del sensor 78 en una señal que represente
exactamente el caudal de gas de respiración hacia dentro o hacia
fuera de la interfaz de usuario. Esto es necesario porque se cree
que es difícil situar los diversos elementos estructurales de la
interfaz y el sensor tal que la salida de señal del sensor 78 esté
relacionada linealmente con el caudal a través de la máscara a la
que está unido el sensor. Sin embargo, si una configuración
adecuada puede ser establecida, la función para obtener linealidad
realizada por el procesador no será necesaria. En cambio, el
procesador 92 proporcionará simplemente una función multiplicadora
para calcular la cantidad total de gas de respiración que pasa a
través de la interfaz de máscara a partir de la fracción conocida
de gas de respiración que pasa a través del sensor 78.
Alternativamente, el procesador 92 puede ser eliminado y la función
multiplicadora puede ser realizada usando circuitos, por ejemplo,
ajustando la ganancia en el amplificador 86 de la Figura 5.
La Figura 9 es un esquema más detallado del
circuito ilustrado esquemáticamente en la Figura 5. El gas pasa a
través del sensor 78 en una primera dirección, como es indicado por
la flecha 107, durante la espiración, y en una segunda dirección
opuesta a la primera dirección, como es indicado por la flecha 108,
durante la inspiración. El amplificador 110 dispone el control para
un elemento calentador que es usado en el sensor de caudal de aire
Honeywell para medir el caudal a través de él. Las salidas 112 y 114
del sensor 78 son señales diferenciales positiva y negativa que
representan el caudal medido por el sensor 78 y son suministrados a
un par de amplificadores 116 y 118, respectivamente. Las salidas de
los amplificadores 116 y 118 son suministradas a un amplificador
diferencial 120. Los amplificadores 116, 118 y 120 definen el
amplificador 86 en la Figura 5 y convierten las salidas dobles del
sensor 78 en una señal analógica única 122. En una realización
preferida de la presente invención, los amplificadores 110, 116,
118 y 120 están dispuestos en un mismo circuito integrado tal como
el amplificador operacional cuádruple LMC660CN fabricado por
National Semiconductor.
La señal 122 procedente del amplificador 86, que
es denominada como una señal sin procesar o no calibrada porque
típicamente no corresponde linealmente a la característica
respiratoria que interesa, es suministrada al convertidor
analógico/digital (A/D) 88, tal como un convertidor ADC10831
fabricado por National Semiconductor. La salida digital 90 del
convertidor A/D 88 es suministrada al procesador 92. En la
realización ilustrada, el procesador 92 es el PIC16C84 fabricado
por Microchip Inc. El procesador 92 funciona a una velocidad de
reloj dispuesta por el oscilador 124 para calcular el caudal
Q_{TOT} que entra en, o sale de, la interfaz 72, por ejemplo,
basado en la salida del sensor 78 como se trató anteriormente. Ha de
comprenderse que cualquier combinación de los componentes de
circuitos ilustrados en la Figura 9 puede estar dispuestos en un
solo chip. Por ejemplo, el convertidor A/D 88, el procesador 92 y
el convertidor D/A 96 pueden ser fabricadas en el mismo chip para
facilidad de fabricar el medidor de interfaz de la presente
invención.
En una realización de la presente invención, el
procesador 92 usa una tabla de consulta o una ecuación de
tensión-caudal total establecida para un tipo
particular de interfaz 72 para determinar el caudal Q_{TOT} que
entra en, o sale de, la interfaz basado en la señal 90 procedente
del convertidor A/D 88. En la realización ilustrada, la salida 94
del procesador 92 es una señal indicativa del caudal que entra en, o
sale de, la interfaz y es suministrada al convertidor
digital/analógico (D/A) 96 donde es convertida en un par de señales
analógicas 98 que son señales positiva y negativa, respectivamente,
dependiendo de la dirección del flujo a través del sensor 78. En la
realización ilustrada, el convertidor D/A 96 es un convertidor
DAC0854 fabricado por National Semiconductor. Un primer par de
resistores variables 126 disponen la ganancia positiva para la
salida analógica del convertidor D/A 96 y un segundo par de
resistores variables 128 disponen la ganancia negativa. Las señales
analógicas 98 son suministradas a una presentación visual 100, tal
como una pantalla de cristal líquido (LCD) o pantalla de diodos
luminiscentes (LED), donde son convertidas en una salida que puede
ser percibida por el ser humano.
En la realización ilustrada, las señales
analógicas 98 también son suministradas a un par de terminales 130
y 132 de salida de modo que las señales 98, que representan el
caudal (cuantitativo) real de gas de respiración que pasa a través
de la interfaz, pueden ser suministradas a componente externos tales
como una presentación visual, un dispositivo de almacenamiento de
datos, un sistema de alarma, una impresora, elementos de
procesamiento adicionales y/o un sistema de comunicación de datos
tal como un módem. Sin embargo, ha de comprenderse que cualquiera
de estos componentes podrían ser dispuestos dentro del circuito
ilustrado en la Figura 9 en la misma tarjeta o placa de
circuitos.
La Figura 10A ilustra una forma de onda 134 del
caudal a través del sensor 78 durante la inspiración y la
espiración, en litros por minuto (lpm), generada por un ordenador
que usa la señal 98 tomada en los terminales 130 y 132 en la Figura
9. La Figura 10A es un ejemplo de cómo la señal producida por el
procesador 92 podría ser extraída en formato perceptible por el ser
humano. La Figura 10B ilustra una forma de onda 136 del volumen
corriente para el mismo caudal de gas de respiración que pasa a
través del sensor 78, en litros, que también es generada por un
ordenador que usa la señal 98 tomada en los terminales 130 y 132. La
forma de onda 136 en la Figura 10B puede ser generada, por ejemplo,
integrando la señal 134 de caudal ilustrada en la Figura 10A. La
suavidad de las formas de onda 134 y 136 ilustradas en las Figuras
10A y 10B puede ser mejorada aumentando la velocidad de
procesamiento del procesador 92. Esto podría ser efectuado, por
ejemplo, aumentando la frecuencia de oscilación del oscilador 124 en
la Figura 9.
La Figura 11A ilustra una forma de onda 138 que
corresponde a la señal 122 de caudal analógica no calibrada
extraída del amplificador 86 en la Figura 8 durante la inhalación y
la exhalación. Los puntos en la Figura 11A donde la forma de onda
138 cruza el eje X corresponden a puntos donde la respiración del
paciente cambia de inspiración a espiración o de espiración a
inspiración. Así, estos puntos pueden ser usados como puntos de
activación o puntos de referencia para la aplicación de una terapia
respiratoria, tal como una aplicación de presión positiva al
conducto respiratorio o una aplicación de estimulación eléctrica a
los músculos del paciente.
La forma de onda 138 fue generada mientras el
usuario estaba dormido y roncando. Las fluctuaciones de señal
rápidas 137 en cada ápice de inhalación en la forma de onda 138
corresponden a las variaciones rápidas de caudal que tienen lugar
en el sistema respiratorio del usuario durante el ronquido. Una
realización de la presente invención detecta estas fluctuaciones
rápidas en la señal 122 sin procesar extraída del sensor para
determinar el comienzo, la intensidad y la duración del ronquido.
Esto puede ser efectuado de diversos modos, por ejemplo, comparando
la velocidad de cambio en la señal 138 con umbrales predeterminados.
Como esta variación rápida en caudal (ronquido) puede ser detectada
fácilmente a partir de la forma de onda 138, la señal procedente
del sensor 78, aunque no esté corregida por el procesador 92, puede
ser usada como una activación, por ejemplo, para una terapia
destinada a aliviar tal ronquido o como un punto de referencia desde
el que la terapia ha de comenzar.
La Figura 11B ilustra una forma de onda 140 que
corresponde a la señal extraída del procesador 92 basada en la
señal ilustrada en la Figura 11A. En otras palabras, la forma de
onda 140 corresponde a la señal cuantitativa producida por el
procesador 92 basada en la señal sin procesar ilustrada en la Figura
11A. Debería observarse que la Figura 11B ilustra solo la porción
de inspiración del caudal del paciente, que es la equivalente a la
salida en uno de los terminales 130 y 132 en la Figura 9. Como con
la forma de onda 138 en la Figura 11A, la forma de onda 140 en la
Figura 11B exhibe fluctuaciones 139 relativamente grandes y rápidas
durante la inspiración debidas al ronquido del paciente. Estas
fluctuaciones rápidas pueden ser detectadas de diversas formas, por
ejemplo, usando un detector de umbral, para señalar el comienzo del
ronquido. Puede apreciarse que si la velocidad de procesamiento del
procesador 92 es incrementada, las fluctuaciones rápidas en el ápice
de la forma de onda 140 serían definidas todavía mejor. De hecho,
la sensibilidad de la presente invención es tan grande que el gas
desplazado por cada vibración individual de ronquido puede ser
determinado.
Puede apreciarse además que la presente
invención puede determinar una extensa variación de información
basada en la salida del sensor 78. Por ejemplo, como se observó
antes, integrando el valor cuantitativo del caudal, lo que puede
ser efectuado por el procesador 92 o usando componentes adicionales
que son internos o externos al circuito ilustrado en las Figuras 5
y 9, el medidor de interfaz de la presente invención también calcula
el volumen V_{TOT} de gas de respiración que entra en, o sale de,
la interfaz. Calcular el volumen V_{TOT} puede ser efectuado en
lugar o además de determinar el caudal Q_{TOT} de gas de
respiración que pasa a través de la interfaz. La presente invención
considera disponer convertidores digital/analógico (D/A) adicionales
similares al convertidor D/A 96, dispositivos de salida adicionales
similares al dispositivo 100 de salida, así como terminales de
salida adicionales similares a los terminales 130 y 132 de modo que
cualquier información adicional, tal como el volumen V_{TOT},
pueda ser calculada y suministrada al usuario, a una tercera parte o
a un soporte de salida y/o almacenamiento de datos.
Conocer el valor cuantitativo del caudal del
paciente hace posible determinar un número de características
físicas asociadas con la respiración. Esto puede ser efectuado
usando el procesador 92 u otro circuito basado en la señal extraída
del procesador 92 y/o, donde sea posible, la señal sin procesar
extraída del sensor 78. Por ejemplo, la presente invención
considera usar la salida sin procesar del sensor 78 o la señal de
caudal extraída del procesador 92, tal como la ilustrada en la
Figura 10A, para determinar la frecuencia de respiración del
paciente, en respiraciones por minuto típicamente, la ventilación
por minuto, el caudal espiratorio máximo, el tiempo de inhalación,
el tiempo de exhalación y la relación de inhalación a exhalación
(I/E). Asimismo, la presente invención considera usar la señal de
volumen, tal como la ilustrada en la Figura 10B, para determinar el
volumen de exhalación y el volumen de inhalación del paciente.
Además de determinar un número de
características físicas, el caudal del paciente, que es
caracterizado por la señal sin procesar procedente del sensor 78
(Figura 11A) o la señal cuantitativa procedente del procesador 92
(Figura 10A), puede ser usado para diversos fines. Por ejemplo, como
se observó anteriormente, la presencia, la frecuencia, la duración
o la intensidad de fluctuaciones rápidas indicativas de ronquido
pueden ser usadas para activar la aplicación de una terapia, tal
como un soporte de presión neumática de conducto respiratorio, para
aliviar el ronquido. La detección del ronquido que usa la señal de
caudal del paciente (sin procesar o cuantitativa) puede ser usada
para autovalorar un dispositivo de soporte de presión. La
autovaloración es efectuada, por ejemplo, aumentando la presión
suministrada por un dispositivo de soporte de presión si es
detectada la presencia o la intensidad del ronquido o, más
generalmente, la presencia de cualquier suceso indicativo del
comienzo de una obstrucción del conducto respiratorio, y reduciendo
la presión si tales sucesos no son detectados durante un período
predeterminado de tiempo. Este mismo principio puede ser empleado
con otros dispositivos, tal como un dispositivo de estimulación
eléctrica, que son usados para aliviar la obstrucción. La
autovaloración también puede ser efectuada basada en el tiempo de
subida de la señal de caudal. Un aumento en el tiempo de subida
puede indicar un aumento en la resistencia del conducto respiratorio
y, por tanto, el comienzo de una obstrucción del conducto
respiratorio. Este aumento en el tiempo de subida puede ser
detectado por la presente invención y usado para incrementar el
soporte de presión proporcionado al paciente. El proceso opuesto
puede ser llevado a cabo si es detectada una reducción en el tiempo
de subida de la señal de caudal.
También es posible determinar características
específicas del ronquido de un paciente basadas en la señal
extraída del sensor 78. Por ejemplo, la frecuencia del ronquido
puede ser determinada a partir de las fluctuaciones rápidas en la
señal de caudal, bien a partir de la señal sin procesar extraída del
sensor o de la señal cuantitativa calibrada derivada de la señal
sin procesar. Es conocido que la frecuencia de la señal de ronquido
puede indicar la ubicación física de la estructura o estructuras en
el paciente que causan el ronquido. Por ejemplo, véase el artículo
de S.J. Quinn y otros titulado "La diferenciación de mecanismos de
ronquido usando análisis del sonido", páginas 119 a 123 de
Otolaringología Clínica, Volumen 21, 1.996. Conocer la ubicación del
tejido que está causando el ronquido es importante para determinar
como tratar óptimamente el ronquido.
Como se observó antes, la sensibilidad del
medidor de interfaz de la presente invención es suficientemente
grande tal que puede detectar la cantidad de gas desplazado por cada
vibración individual de ronquido. Por ejemplo, las Figuras 12 y 12A
ilustran una señal 151 de caudal generada por el medidor de interfaz
de la presente invención en presencia de ronquido 153 del paciente.
El ronquido 153 aparece en la señal 151 de caudal como una serie de
oscilaciones 155 de alta frecuencia en la señal 151 de caudal que
oscilan respecto a un eje central 157. Cada oscilación desplaza una
cantidad de gas correspondiente al área 159 definida por el eje 157
y la curva que define la oscilación.
Como se observó antes, la frecuencia de un
ronquido puede ser usada para determinar la ubicación de la
estructura o estructuras en el paciente que causan el ronquido. De
una manera similar, la cantidad de gas desplazado por cada
vibración individual de ronquido también puede ser usada para
determinar la ubicación del ronquido. La cantidad de gas desplazado
por cada vibración de ronquido está relacionada con la frecuencia de
esa vibración de ronquido. Por ejemplo, cuanto menor es la
frecuencia del ronquido, más gas será desplazado por cada vibración
individual de ronquido. Por tanto, conociendo la cantidad de gas
desplazado por la vibración individual de ronquido, la presente
invención puede determinar la ubicación de la estructura en el
paciente que está causando el ronquido. Además, como la presente
invención realiza está función basada en la cantidad de gas
desplazado por cada vibración de ronquido, más bien que basada en
el sonido producido por el ronquido, es más precisa y menos
propensa al ruido que las técnicas convencionales de análisis de
frecuencia.
Además de determinar el volumen de gas
desplazado por cada vibración en el ronquido de un paciente, la
presente invención también determina cuantitativamente el volumen
de toda la señal de ronquido del paciente. Determinar
cuantitativamente el volumen de gas desplazado por el ronquido del
paciente puede ser efectuado, por ejemplo, como se muestra en las
Figuras 13 y 13A-13E. La salida 141 del sensor 78 es
suministrada a un filtro 12 de paso bajo que elimina el ronquido de
frecuencia relativamente alta de la señal de caudal de modo que la
salida 143 del filtro 142 de paso bajo corresponde al caudal del
paciente sin ronquido. Las señales de caudal 141 y 143 extraídas
del sensor 78 y del filtro 142 de paso bajo, respectivamente, son
suministradas a un circuito 144 de sustracción de modo que su
salida 145 es la señal de caudal de ronquido analógica sin procesar,
no calibrada. La señal 145 de caudal de ronquido es suministrada a
un procesador 146, que usa una tabla de consulta u otra técnica,
para determinar el valor cuantitativo de la señal 147 de caudal de
ronquido. Integrar solo la porción positiva de la señal 147 de
caudal de ronquido en el circuito integrador 148 proporciona una
señal 149 de ronquido precisa en volumen que puede ser usada para
analizar el ronquido del paciente. Ha de comprenderse que solo
puede ser integrada la porción negativa de la señal de caudal de
ronquido y puede conseguirse el mismo resultado.
Ha de comprenderse además que otras técnicas
para determinar una señal de ronquido precisa en volumen son
consideradas por la presente invención. Por ejemplo, la porción
positiva de la señal analógica 145 puede ser integrada y después
puede usarse software para determinar la derivada que después es
convertida en una señal de caudal cuantitativa para determinar una
señal cuantitativa de caudal de ronquido. Esta señal cuantitativa
de caudal de ronquido puede ser integrada entonces para
proporcionar una señal de ronquido precisa en volumen. Asimismo, la
determinación del caudal del paciente, sin procesar o cuantitativo,
puede ser efectuada usando un dispositivo convencional medidor de
caudal.
La información generada por el medidor de
interfaz de la presente invención también puede ser usada en
conjunción con otra información sobre la fisiología del paciente
para determinar otras características del paciente. Por ejemplo, si
se usa un capnómetro para medir el CO_{2} espirado por el
paciente, la señal de caudal y la información de capnómetro pueden
ser usadas para determinar el volumen de CO_{2} espirado por el
paciente. El volumen de CO_{2} expulsado por un paciente durante
la exhalación puede ser determinado por la ecuación siguiente:
donde V_{MIX} es el volumen de
gas espirado por el paciente, PCO_{2} es la presión del dióxido de
carbono en el gas espirado por el paciente, y P_{MIX} es la
presión del gas espirado por el paciente. Como se trató
anteriormente, V_{MIX} puede ser determinado cuantitativamente por
la presente invención. PCO_{2} es determinada usando un capnómetro
y P_{MIX} es determinada usando un barómetro
convencional.
De modo similar, el volumen de CO_{2}
expulsado por un paciente durante la exhalación puede ser
determinado basado en la señal de caudal cuantitativa, usando la
ecuación siguiente:
donde
t_{2}-t_{1} = período de inhalación y
Q_{paciente} es el caudal de gas desde el paciente. Este mismo
principio puede ser usado para medir el volumen de otros elementos
expulsados por el paciente, tales como nitrógeno, O_{2}, CO, vapor
de agua y cualesquier otros microelementos que pueden ser
detectados.
Además, la señal de caudal cuantitativa
producida por la presente invención, en combinación con otros
dispositivos de detección, puede ser usada para determinar la
ventilación efectiva por minuto del paciente, el volumen total
efectivo de respiración, el espacio muerto del conducto respiratorio
y el volumen alveolar usando técnicas convencionales. Si la
PCO_{2} arterial del paciente también es conocida, información
adicional, tal como la relación espacio muerto/volumen corriente
(V_{D}/V_{T}) fisiológica, el espacio muerto fisiológico y el
espacio muerto alveolar también puede ser determinada usando
técnicas convencionales.
Aunque los elementos tratados anteriormente
describen parámetros fisiológicos que son capaces de ser medidos
usando la presente invención, sola o en combinación con otros
dispositivos medidores, y procesos que pueden ser realizados o
controlados basados en la información producida por la presente
invención, está lista no pretende ser excluyente. Por el contrario,
la presente invención puede ser usada para determinar cualquier
característica sobre un paciente que puede ser derivada de la
información producida por el sensor 78 y/o el procesador 92.
Asimismo, la presente invención puede ser usada en conjunción con
cualquier proceso que es controlado o requiere información del tipo
producido por la presente invención, directamente a partir de la
señal producida por el sensor 78 o el procesador 92, o
indirectamente cuando es usada en combinación con otras
características físicas medidas.
Aunque en la presente invención la interfaz de
usuario es una máscara o una cánula nasal, ha de comprenderse que
puede ser usada una gran variedad de interfaces de usuario, que son
tratadas con más detalle después. Asimismo, la máscara que sirve
como una interfaz de usuario en la realización ilustrada en las
Figuras 4A y 4B puede tener una gran variedad de configuraciones.
Por ejemplo, la interfaz 74 de usuario puede ser una máscara nasal
que cubre solo la nariz del usuario, una máscara facial total que
abarca toda la cara del usuario desde la barbilla a la frente, o
una máscara de tipo casco que encapsula la cabeza del usuario. La
interfaz 72 de usuario que encapsula la cabeza del usuario. La
interfaz 72 de usuario y el tubo 82 pueden ser fabricados de
cualquier material adecuado. Además, un filtro de bacterias puede
ser dispuesto en cualquier parte a lo largo del tubo 82. En
preferible usar un filtro de bacterias y un tubo 82 que tengan una
resistencia al flujo suficientemente pequeña de modo que una
cantidad adecuada de gas circule a través del sensor 78.
La Figura 14 ilustra un ejemplo de una
pluralidad de medidores de interfaz 150, 152 y 154. Cada medidor de
interfaz incluye una interfaz de usuario, que es una interfaz de
tipo máscara, un elemento de ventilación que comunica el interior
de la interfaz con la atmósfera ambiente, y un sensor para medir una
característica de fluido, tal como de presión o de caudal,
resultante de la diferencia de presiones entre el interior de la
máscara y la atmósfera ambiente creada por el elemento de
ventilación.
Por ejemplo, el medidor 150 de interfaz incluye
una interfaz 158 de usuario similar a la interfaz ilustrada
esquemáticamente en las Figuras 4A y 4B. El elemento de ventilación
en el medidor 150 de interfaz es una pluralidad de agujeros 160
dispuestos en la interfaz 158 de usuario. Un tubo hueco 162, que
tiene un extremo acoplado selectivamente a la interfaz 158 de
usuario y un segundo extremo acoplado selectivamente a una caja
164, comunica el interior de la interfaz 158 de usuario con un
sensor (tal como el sensor 78 en las figuras anteriores) dentro de
la caja 164. La caja 164 también contiene los circuitos ilustrados
en las Figuras 5 y 9 asociados con el sensor. En la realización
ilustrada, un filtro 166 de bacterias está dispuesto entre los
extremos primero y segundo del tubo 162.
La caja 164 incluye una presentación visual 167,
que corresponde al dispositivo 100 de salida en las Figuras 5 y 9,
y un mecanismo 168 activador de encendido/apagado. La caja 164
también incluye un selector 170 de modo que el usuario puede
seleccionar manualmente el tipo de interfaz que es acoplada a la
caja 164. Como se trató anteriormente, esto permite que el
procesador use la tabla de consulta apropiada para determinar el
caudal a través de la interfaz. El selector 170 y el mecanismo
activador de encendido/apagado pueden ser cualquier dispositivo de
entrada adecuado para controlar los circuitos y/o elementos de
procesamiento. El medidor 150 de interfaz es alimentado por
corriente alterna. Sin embargo, ha de comprenderse que cualquier
fuente de alimentación adecuada, tal como baterías, puede ser usada
para alimentar el medidor de interfaz.
El medidor 150 de interfaz también incluye un
enlace 169 de comunicación inalámbrica para comunicar con una unidad
base 172. Cualquier sistema adecuado de comunicación inalámbrica,
tal como un enlace de comunicación de radiofrecuencia (RF), o un
módem y sistema de comunicación telefónica de líneas terrestres,
celular y/o por satélite es considerado por la presente
invención.
El medidor 152 de interfaz es similar que el
medidor 150 de interfaz excepto en que la interfaz 174 de usuario
en el medidor 152 de interfaz no tiene agujeros definidos en ella.
Un ejemplo de tales máscaras es la máscara nasal vendida por
RESPIRONICS INC. con la marca registrada "GOLD SEAL"^{TM} y
la máscara facial completa, que cubre la nariz y la boca, vendida
por RESPIRONICS INC. con la marca registrada "SPECTRUM"®. El
elemento de ventilación que comunica el interior de la interfaz con
la atmósfera ambiente es un elemento 176 de unión que se acopla
selectivamente a un agujero definido en la interfaz 174 de usuario.
El elemento 176 de unión incluye una pluralidad de agujeros 178 que
comunican el interior de la interfaz 174 de usuario con la atmósfera
ambiente. Un equipo 180 de cabeza une la interfaz de usuario al
paciente. Como con el medidor 150 de interfaz, un tubo hueco 162
acopla un sensor dentro de la caja 164 al interior de la interfaz
174 de usuario. El medidor 152 de interfaz comunica información a la
unidad base 172 por vía de un enlace cableado 182.
El medidor 154 de interfaz incluye una primera
interfaz 184 de usuario y una segunda interfaz 186 de usuario. A
diferencia de los medidores 150 y 152 de interfaz, el interior de
las interfaces 184 y 186 de usuario comunica directamente con los
sensores 188 y 190, respectivamente, que están dispuestos sobre,
dentro o en las propias interfaces de usuario, eliminando de tal
modo el tubo hueco de las configuraciones anteriores. El sensor 188
en el medidor 154 de interfaz, como el sensor 78 en las
configuraciones anteriores, mide una característica de fluido, tal
como el caudal a través de él o la presión absoluta dentro de la
máscara o la presión en la máscara relativa a la atmósfera
ambiente, y extrae una señal por vía de un conductor 192 a un
procesador dentro de la caja 164. El sensor 190 realiza una función
similar excepto que hay una comunicación inalámbrica 194 entre el
sensor 190 y la caja 164. Ha de comprenderse además que el sensor
puede estar dispuesto dentro de la máscara.
La unidad base 172 procesa la información
suministrada por cada interfaz. Por ejemplo, la señal procedente de
cada medidor de interfaz puede ser la señal de caudal sin procesar
procedente del sensor (el sensor 78 en la Figura 5) o la señal de
caudal cuantitativa procedente del procesador (el procesador 90 en
la Figura 5). La unidad base 172 puede usar estas señales, como se
trató antes, para determinar diversas características respiratorias
de cada paciente. La estación base 172 puede comunicar esta
información, de modo inalámbrico o por conductores, a otros
dispositivos de procesamiento de información. También se considera
suministrar información desde la estación base 172 a diversos
dispositivos de salida/almacenamiento tales como una presentación
visual 196, una impresora 198 y un dispositivo 200 de
almacenamiento.
El sistema de medidores de interfaz múltiples
ilustrado en la Figura 14 es particularmente adecuado para el
entorno de hospital o laboratorio de sueño donde pacientes múltiples
son monitorizados por un cuidador. Empleando comunicaciones
inalámbricas entre los componentes del medidor de interfaz, las
características respiratorias de un paciente pueden ser
monitorizadas desde una ubicación remota tal como la casa del
paciente o mientras el paciente está en tránsito a un hospital.
Aunque el medidor de interfaz anterior usa una
interfaz en forma de máscara que comunica con el conducto
respiratorio del usuario, puede ser considerada cualquier interfaz
que comunique con el conducto respiratorio del usuario. Por ejemplo,
en una segunda configuración como se muestra en la Figura 15, un par
de bifurcaciones nasales 202 sustituyen a la interfaz 72 de usuario
de las Figuras 4A y 4B.
Las bifurcaciones nasales 202 incluyen porciones
salientes 204 que se insertan dentro de las fosas nasales del
usuario. Los diámetros en los extremos proximales 206 de las
porciones salientes 202 están dimensionados para sellar las fosas
nasales dentro de las que las porciones salientes son insertadas de
modo que no se fugue gas alrededor de la periferia del extremo
proximal 206 de la porción saliente 204. Una abertura 208 está
definida en un extremo distal 210 de cada porción saliente para
comunicar una porción interior de la porción saliente con una
cavidad nasal del usuario. Al menos un agujero 212 de ventilación
está dispuesto en el extremo proximal de las porciones salientes
204. Los agujeros 212 de ventilación realizan la misma función que
los agujeros 76 en la interfaz de usuario ilustrada en las Figuras
4A y 4B. Un sensor (no mostrado) que realiza la misma función que
el sensor 78 en las Figuras 4A y 4B está acoplado a la porción
interior de ambas porciones salientes 204 por vía de un tubo hueco
214 y tubos de conexión cortos 216.
La Figura 16 ilustra una realización de un
medidor de interfaz según los principios de la presente invención.
El medidor de interfaz en esta realización incluye una incubadora
220 como la interfaz que comunica con el conducto respiratorio del
usuario. Elementos 224 de ventilación están dispuestos en la pared
de la incubadora 220 para comunicar la porción interior de la
incubadora con la atmósfera ambiente, de la misma manera que los
agujeros 76 en la interfaz 72 de usuarios de las Figuras 4A y 4B.
Una abertura de muestreo está dispuesta en la pared de la
incubadora 220 para comunicar un sensor 224 con el interior de la
incubadora por vía de un tubo hueco 226. El tubo 226 puede ser
eliminado y el sensor de caudal o presión ser dispuesto en
comunicación directa con el interior de la incubadora 220. El
sensor 224 corresponde a los circuitos ilustrados en las Figuras 5 y
9.
Típicamente, un gas de respiración, tal como
oxígeno o una mezcla de oxígeno, es suministrado a la incubadora
por vía de una alimentación 222 de gas. Como resultado, hay una fuga
constante desde la incubadora a través de los elementos 224 de
ventilación. Esta fuga desviará la señal de caudal o presión sin
procesar procedente del sensor, así como la señal de caudal
cuantitativa extraída del procesador, de modo que la señal de caudal
o presión y la señal de caudal cuantitativa ya no varían alrededor
de un eje de caudal cero o de presión cero. En cambio, estas
señales fluctuarán alrededor de un nivel que corresponde a la fuga
desde la incubadora, que corresponde al caudal de gas de
respiración hacia la incubadora por vía de la alimentación 222 de
gas. En la realización ilustrada, el procesador tiene en cuenta
esta desviación causada por la alimentación de gas de respiración
de modo que la salida del procesador en el sensor 224 es una
representación verdadera de la inspiración y la espiración del
paciente. Esto puede ser efectuado, por ejemplo, restando la fuga,
una vez determinada, de la señal cuantitativa producida por el
procesador. Así, la presente invención produce una representación
cuantitativa del caudal a través de la incubadora incluso en
presencia de una alimentación constante de gas a la incubadora.
La Figura 17 ilustra una segunda realización de
un medidor 230 de interfaz según los principios de la presente
invención. Esta realización es similar a lo que se ilustra en las
Figuras 4A y 4B, por lo cual se muestra una fuente de gas de
respiración, con la fuente proporcionando una alimentación constante
de gas de respiración, tal como oxígeno o una mezcla de oxígeno, al
interior de la máscara 232. Esta realización de la presente
invención es particularmente ventajosa porque permite que una gran
variedad de información de diagnóstico sea recogida desde el
paciente mientras el paciente está siendo alimentado con un gas de
respiración, lo que es un procedimiento médico común.
La máscara 232 en la Figura 17 incluye una
primera abertura 234 al interior de la cual es suministrado gas de
respiración desde una fuente adecuada, tal como un depósito 233 de
oxígeno o concentrador de oxígeno, y una segunda abertura 236 que
comunica un sensor 238 con la porción interior de la máscara. Ha de
comprenderse que el gas de respiración no necesita ser suministrado
directamente a la interfaz de usuario, como se muestra en la Figura
17. Por el contrario, el gas de respiración puede ser suministrado
al tubo que conecta el sensor 238 a la interfaz 232, evitando de tal
modo la necesidad de disponer dos aberturas en la máscara.
En la realización ilustrada, el sensor 238
corresponde a los circuitos ilustrados en las Figuras 5 y 9 de la
realización anterior. Como con la realización anterior, una
pluralidad de agujeros 240 están dispuestos en la máscara de modo
que la máscara define un elemento de flujo. Sin embargo, ha de
comprenderse que cualquier sistema de ventilación para comunicar el
interior de la máscara con la atmósfera ambiente, mientras crea una
caída de presión a través del elemento de flujo, es considerado por
la presente invención.
Como con la primera realización ilustrada en la
Figura 16, la alimentación constante de un gas de respiración a la
máscara 232 produce una fuga sustancialmente continua desde la
máscara. Esta alimentación de gas desviará las señales extraídas
del sensor o del procesador de modo que estas señales no fluctúan
alrededor de cero durante el ciclo de respiración del paciente. En
cambio, estas señales tendrán una desviación que corresponde al
caudal de gas de respiración al interior de la máscara y, por tanto,
a la fuga desde la máscara. Como en la realización anterior, la
presente invención compensa esta desviación, por ejemplo, restando
la fuga conocida de la señal producida por el sensor o el
procesador. Por supuesto, cualquier otra técnica para corregir las
señales extraídas del sensor o del procesador para tener en cuenta
esta fuga también es considerada por la presente invención. Por
ejemplo, el eje vertical en el diagrama de forma de onda para el
caudal cuantitativo del paciente puede ser etiquetado nuevamente de
modo que el nivel de desviación causado por la fuga sea definido
como el eje de caudal cero efectivo. La señal de caudal fluctuará
alrededor de este eje de caudal cero efectivo si una alimentación
constante de gas es suministrada a la máscara.
La Figura 18 ilustra una tercera realización de
un medidor de interfaz según los principios de la presente
invención. Esta realización es similar a la realización tratada
anteriormente con respecto a la Figura 17 excepto en que un
dispositivo 244 de presión positiva suministra un gas de respiración
a una interfaz 246 por vía de un circuito 248 de respiración. En la
realización ilustrada, la interfaz 246 es una interfaz de máscara
que cubre la nariz del usuario o la nariz y la boca del usuario. No
hay agujeros en la máscara que sirvan como un elemento de
ventilación. En cambio, un dispositivo adaptador 250 está acoplado a
la máscara. El dispositivo adaptador 250 une un extremo del
circuito 248 de respiración a la máscara 246. El dispositivo
adaptador 250 también incluye al menos un agujero 252, que puede
tener diversas configuraciones, que comunica la porción interior de
la máscara 246 con la atmósfera ambiente. Un tubo hueco 254 está
acoplado a una abertura definida en el dispositivo adaptador 250
para comunicar un sensor 256 con el interior de la máscara 246. El
sensor 256 realiza la misma función que el circuito ilustrado en las
Figuras 5 y 9. Sin embargo, ha de comprenderse que el sensor 256
puede estar acoplado a otras porciones de la máscara o al circuito
de respiración. Por ejemplo, el sensor 256 puede estar acoplado
directamente a una abertura de toma definida en la máscara 246 o
puede estar dispuesto a lo largo del circuito 248 de respiración,
siempre que el sensor 256 mide una característica de fluido
asociada con la diferencia de presiones causada ventilando el
interior de la máscara a la atmósfera ambiente.
La presente invención también considera que los
agujeros 252 pueden ser eliminados de la interfaz y/o el circuito
de respiración de modo que no haya elemento de ventilación entre el
dispositivo de presión positiva y el paciente. En cambio, la
entrada de gas al dispositivo de presión positiva sirve como el
elemento de ventilación principal, o sea, la entrada/salida de gas,
para el circuito del paciente. Durante la inhalación, la inhalación
del paciente y la presión proporcionada por la presión positiva
suministran gas de respiración al paciente. Durante la exhalación,
la fuerza de la espiración del paciente causa que gas sea devuelto
al interior del dispositivo de presión positiva y fuera de la
entrada de gas dispuesta en él.
Como en las realizaciones primera y segunda
ilustradas en las Figuras 16 y 17, la alimentación constante de gas
de respiración a la máscara 246 produce una fuga sustancialmente
continua desde la máscara por los agujeros 252. Como en las
realizaciones anteriores, la presente invención compensa la
desviación causada por esta alimentación de gas, por ejemplo,
restando la fuga conocida de la señal producida por el sensor o el
procesador. Si presión de dos niveles o presión variable es
suministrada por el dispositivo 244 de presión positiva, técnicas de
compensación tales como las tratadas anteriormente pueden ser
empleadas para corregir la desviación impuesta por la presión
variable.
Aunque las Figuras 17 y 18 ilustran proporcionar
una alimentación de gas de respiración a una interfaz de paciente
de tipo máscara, ha de comprenderse que un gas de respiración, tal
como oxígeno, puede ser suministrado a otros tipos de interfaces de
paciente, además de la incubadora ilustrada en la Figura 16, según
los principios de la presente invención. Por ejemplo, la Figura 19
ilustra una interfaz de paciente de bifurcaciones nasales que es
similar que la ilustrada en la Figura 15 excepto en que la interfaz
260 de bifurcaciones nasales en la Figura 19 incluye una
alimentación de oxígeno al paciente. En todos los demás aspectos, la
cuarta realización de la presente invención y el dispositivo
ilustrado en la Figura 14 son iguales.
En la realización ilustrada, las bifurcaciones
nasales 260 incluyen porciones salientes 262 que se insertan dentro
de las fosas nasales del usuario y están dispuestas aberturas en los
extremos de las porciones salientes. Los extremos proximales de las
porciones salientes 262 incluyen al menos un agujero 264 de
ventilación que realiza la misma función que los agujeros 212 de
ventilación en la cánula nasal ilustrada en la Figura 15. Un sensor
(no mostrado), que realiza la misma función que el sensor 78 en las
Figuras 4A y 4B, está acoplado a la porción interior de ambas
porciones salientes 262 por vía de un primer tubo hueco 266 y tubos
de conexión cortos 268. Un gas de respiración, tal como oxígeno, es
suministrado al interior de las porciones salientes 262 por vía de
un segundo tubo hueco 270 y los tubos de conexión cortos 272. La
alimentación constante de gas de respiración a las bifurcaciones
nasales 262 produce una fuga sustancialmente continua desde los
agujeros 264 de porciones salientes. Como en las realizaciones
anteriores, la presente invención compensa la desviación causada
por esta alimentación de gas, por ejemplo, restando la fuga conocida
de la señal producida por el sensor o el procesador.
La presente invención también considera que un
gas de respiración puede ser suministrado al tubo que conecta la
interfaz de bifurcaciones nasales con el sensor. Esta realización es
ventajosa porque elimina la necesidad de que dos tubos huecos y dos
tubos de conexión sean conectados a cada porción saliente de la
interfaz de bifurcaciones nasales.
Aunque la invención ha sido descrita con detalle
con fines de ilustración basada en los que es considerado
actualmente que son las realizaciones más prácticas y preferidas, ha
de comprenderse que tal detalle es únicamente para ese fin y que la
invención no está limitada a las realizaciones descritas sino que,
al contrario, está destinada a cubrir las modificaciones y las
disposiciones equivalentes que están dentro del alcance de las
reivindicaciones adjuntas. Por ejemplo, aunque los procesadores 92 y
146 han sido descritos en términos de un circuito integrado que
lleva a cabo un programa predeterminado, ha de comprenderse que
estas funciones podrían ser efectuadas usando elementos de circuitos
cableados.
Claims (19)
1. Un aparato de monitorización de paciente que
comprende:
una interfaz (72) de usuario que tiene una
porción interior (74) adaptada para comunicar con un conducto
respiratorio de un usuario tal que sustancialmente todo el gas
inhalado y exhalado por tal usuario por vía de tal conducto
respiratorio entra en dicha porción interior de dicha interfaz de
usuario, en el que dicha interfaz de usuario es una máscara que
cubre al menos una de una nariz y una boca de dicho usuario o una
cánula nasal que tiene al menos una bifurcación que se inserta
dentro de una fosa nasal de dicho usuario;
al menos un elemento (76) de ventilación
definido en una pared (73) de dicha interfaz de usuario y que
comunica dicha porción interior de dicha interfaz de usuario con la
atmósfera ambiente fuera de dicha interfaz de usuario, con dicho al
menos un elemento de ventilación y dicha interfaz de usuario
definiendo un elemento de flujo a través del cual una diferencia de
presiones es creada durante la inhalación y la exhalación, siendo
dicha diferencia de presiones una diferencia de presiones entre una
primera presión dentro de dicha porción interior de dicha interfaz
de usuario y la presión de dicha atmósfera ambiente fuera de dicha
interfaz de usuario;
un sensor (78) que comunica con dicha porción
interior de dicha interfaz de usuario, midiendo dicho sensor una
característica de fluido resultante de dicha diferencia de presiones
y produciendo una primera señal (84) indicativa de dicha
característica de fluido;
una unidad (92) de procesamiento que recibe
dicha primera señal y determina un valor cuantitativo para una
característica fisiológica de un usuario basado en dicha primera
señal;
caracterizada por una alimentación (222,
233) de gas de respiración que comunica con dicha porción interior
de dicha interfaz de usuario para suministrar gas de respiración a
dicha porción interior de dicha interfaz de usuario.
2. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicho sensor está acoplado a dicha interfaz de usuario por un
solo tubo hueco, en el que al menos uno de dicho sensor y dicha
interfaz de usuario es selectivamente separable de dicho tubo
hueco.
3. Un aparato según la reivindicación 1,
comprendiendo medios selectores para seleccionar al menos uno de una
pluralidad de tipos de dichas interfaces de usuario a las que dicho
sensor está adaptado para ser acoplado, en el que dicha unidad de
procesamiento determina dicho valor cuantitativo para dicha
característica fisiológica basado en un tipo de interfaz de usuario
seleccionado por dichos medios selectores.
4. Un aparato según la reivindicación 1, que
comprende una unidad de comunicación para transmitir a un receptor
remoto al menos una de dicha primera señal y una señal
correspondiente a dicho valor cuantitativo.
5. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicha característica fisiológica es una característica asociada
con la respiración.
6. Un aparato según la reivindicación 5, en el
que dicha característica asociada con la respiración es al menos una
de un caudal de gas a través de dicha interfaz de usuario y de un
volumen de gas que sale de dicha porción interior de dicha interfaz
de usuario durante al menos uno de un período predeterminado de
tiempo y de una porción predeterminada de un ciclo respiratorio.
7. Un aparato según la reivindicación 6, en el
que dicho caudal de gas a través de dicha interfaz de usuario
incluye un caudal resultante del ronquido del paciente, y en el que
dicha unidad de procesamiento determina un valor cuantitativo para
el volumen de gas desplazado por dicho ronquido.
8. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicha unidad de procesamiento produce una segunda señal
indicativa de dicho valor cuantitativo, comprendiendo además dicho
aparato un dispositivo de salida que convierte dicha segunda señal
en una salida perceptible por el ser humano.
9. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicho sensor es un sensor de caudal de gas y dicha
característica de fluido medida por dicho sensor es un caudal de gas
a través de dicho sensor entre dicha porción interior de dicha
interfaz de usuario y dicha atmósfera ambiente.
10. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicho sensor es un sensor de presión y dicha característica de
fluido medida por dicho sensor es una presión dentro de dicha
porción interior de dicha interfaz de usuario.
11. Un aparato según la reivindicación 1,
comprendiendo además un dispositivo de salida que convierte dicha
primera señal en una salida perceptible por el ser humano indicativa
de dicha característica fisiológica.
12. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicha al menos una unidad de ventilación incluye al menos un
agujero de diámetro fijo definido en dicha máscara.
13. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicha bifurcación incluye una abertura definida en el extremo
distal de dicha bifurcación para comunicar dicha porción interior de
dicha interfaz de usuario con una cavidad nasal de dicho usuario, y
en el que dicha al menos una unidad de ventilación incluye al menos
un agujero de diámetro fijo definido en el extremo proximal de dicha
bifurcación.
14. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicha interfaz de usuario es una cámara adaptada para contener
al menos una porción de dicho usuario en ella, con dicha porción
interior de dicha interfaz de usuario correspondiendo a una porción
interior de dicha cámara.
15. Un aparato según la reivindicación 1,
comprendiendo además un circuito de respiración acoplado
operativamente a la interfaz de usuario, y en el que la ventilación
de escape está definida en el circuito de respiración.
16. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicha alimentación de gas de respiración es un dispositivo
generador de presión positiva que suministra gas de respiración a
dicho usuario a una presión positiva que es mayor que dicha segunda
presión de dicha atmósfera ambiente fuera de dicha interfaz de
usuario, y en el que dicha interfaz de usuario incluye una máscara
que cubre al menos una de una nariz y una boca de dicho usuario y
dicha al menos una porción de un conducto de suministro de gas que
conecta dicho dispositivo generador de presión positiva a dicha
máscara.
17. Un aparato según la reivindicación 16, en el
que dicha al menos una unidad de ventilación incluye al menos un
agujero de diámetro fijo definido en al menos una de dicha máscara y
una porción de dicho conducto de suministro de gas próxima a dicha
máscara.
18. Un aparato según la reivindicación 1,
comprendiendo además medios para dar cuenta de una desviación en
dicha primera señal producida por dicho sensor, siendo causada dicha
desviación por dicha alimentación de gas a dicha porción interior
mediante dicha alimentación de gas.
19. Un aparato según la reivindicación 1, en el
que dicha alimentación de gas de respiración es un dispositivo
generador de presión positiva que suministra gas de respiración a
dicho usuario en niveles de presión variables durante un ciclo
respiratorio.
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