ES2346453T3 - Metodo y sistema para monitorizar ventilaciones. - Google Patents
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Abstract
Sistema de monitorización de ventilación para monitorizar la ventilación de un paciente, que comprende: al menos dos electrodos adaptados para colocarse sobre el pecho de un paciente acoplados a medios de medición de impedancia para medir la impedancia en el pecho del paciente, realizándose dichas mediciones de impedancia aplicando una tensión o corriente alterna a dichos electrodos y midiendo la impedancia entre ellos, medios de medición para medir al menos un parámetro elegido que afecta a la impedancia medida de un modo conocido per se, comprendiendo dicho sistema también un sensor de fuerza que mide la fuerza aplicada al pecho, y una unidad de procesamiento para proporcionar una señal indicativa de la ventilación del paciente a partir de dicha medición de impedancia, estando adaptada también dicha unidad de procesamiento para eliminar los efectos de dichos parámetros elegidos medidos de dicha señal de ventilación.
Description
Método y sistema para monitorizar
ventilaciones.
Este método se refiere a un sistema y un método
para monitorizar ventilaciones y compresiones de un paciente en
parada cardiaca, especialmente como parte de un sistema de medición
y realimentación de RCP.
La calidad de la reanimación cardiopulmonar,
definida como ventilaciones y compresiones torácicas, es esencial
para el desenlace de la parada cardiaca. Gallagher, Van Hoeyweghen y
Wik, (Gallagher et al; JAMA 27 de diciembre de 1995;
274(24): 1922-5. Van Hoeyweghen et al;
Resuscitation agosto de 1993; 26(1):47-52;
Wik L, et al "Resuscitation" 1994;
28:195-203) muestran respectivamente que una RCP de
buena calidad, realizada por transeúntes antes de la llegada del
personal de ambulancia, puede afectar a la supervivencia con un
factor de 3-4. Pero desgraciadamente, a menudo se
administra la RCP con una calidad menor que la óptima, incluso por
profesionales sanitarios según un estudio reciente publicado en JAMA
(Wik et al. Quality of Cardiopulmonary Resuscitation During
Out-of- Hospital Cardiac Arrest. Jama, 19 de enero
de 2005 - Vol. 293, n.º 3). Los fallos más comunes son: no se
proporcionan compresiones torácicas, no se proporcionan
ventilaciones, la profundidad de compresión torácica es
insuficiente, la tasa de compresión torácica es demasiado alta o
demasiado baja, la tasa de ventilación es demasiado alta o demasiado
baja, o el tiempo de insuflación es demasiado rápido.
Las directrices internacionales para la
reanimación, emitidas por la American Heart Association,
(Circulation 2000; 102 (supl. I)) expresan en detalle cómo debe
administrarse una RCP para que sea eficaz, y cómo deben usarse la
RCP y la desfibrilación conjuntamente. Las directrices sobre la
compresión torácica son uniformes para todos los pacientes adultos
y niños mayores: la profundidad debe ser de 38-51
mm, la tasa debe ser de aproximadamente 100/min, el ciclo de
trabajo debe ser de aproximadamente el 50%, y el personal de
salvamento debe liberar la presión completamente entre
compresiones. Las directrices para la ventilación son un poco más
complicadas. La cantidad de aire que debe suministrarse depende en
primer lugar de si se dispone de oxígeno suplementario. El ajuste
de la dosis debe basarse en la detección de la elevación del pecho,
o la estimación de mililitros por kilo de peso corporal (ml/kg), o
la estimación de mililitros. Por ejemplo, los pacientes con una
ventilación con > 40% de oxígeno deben recibir
6-7 ml/kg, pero los pacientes con una ventilación
sin oxígeno deben recibir 10 ml/kg. Pero si su paciente está
conectado a un respirador portátil, la cantidad es de
10-15 ml/kg. Respecto a la tasa de ventilación,
depende de si se ha intubado al paciente o no. Antes de la
intubación, la tasa está definida por la razón de compresiones con
respecto a la ventilación, que actualmente se fija a 15
compresiones con respecto a 2 ventilaciones. Con esta razón, se
espera que los pacientes reciban 6-8 ventilaciones
por minuto. Tras la intubación, la tasa de ventilación debe ser
ahora 12-15 por minuto. Además, las directrices
expresan requisitos para el tiempo de insuflación, que de nuevo
depende del volumen. Más recientemente, los investigadores han
descubierto que la ventilación puede tener un efecto perjudicial
sobre la circulación. Si existe hiperventilación durante la RCP, o
cuando la proporción de tiempo en que la presión intratorácica se
eleva debido a que cada ventilación es demasiado grande, se ha
descubierto que se compromete el retorno venoso y por tanto se
reduce el gasto cardiaco.
El método tradicional para garantizar una RCP de
buena calidad es mediante entrenamiento. Sin embargo, los estudios
siguen documentando que el entrenamiento no proporciona
conocimientos que perduren. En otras palabras, los estudiantes
pueden aprobar el examen inmediatamente después del entrenamiento,
pero los conocimientos se deterioran con el tiempo, y cuando se
necesitan los conocimientos, de nuevo no son del todo óptimos. Esto
ha conducido al desarrollo de desfibriladores, dispuestos para medir
cómo se realiza la RCP, y para proporcionar algún tipo de
realimentación a los usuarios. Groenke describe en el documento US
6351671 un DEA con sensor de fuerza, dispuesto para proporcionar
realimentación sobre la tasa de compresión torácica y la fuerza de
compresión torácica, aunque no sobre las ventilaciones. En el
documento EP 1215993, Myklebust da a conocer un DEA con sensores de
RCP, en el que las características de rendimiento de la RCP se miden
mediante el DEA, en el que el DEA compara entonces las
características de la RCP con las características recomendadas según
las directrices, y en el que el DEA proporciona entonces
realimentación verbal de corrección a los usuarios. Según esta
invención, la impedancia transtorácica varía con las compresiones
torácicas y las ventilaciones respectivamente. En particular, se
muestra cómo las compresiones torácicas dan como resultado cambios
de impedancia que tienen una morfología que es próxima a la
morfología de los movimientos de compresión torácica, y cómo las
ventilaciones dan como resultado cambios de impedancia con una
morfología que es próxima a la forma de onda de volumen de
ventilación. Una limitación de esta invención es que el sistema
tendrá dificultades para diferenciar entre compresiones y
ventilaciones, en particular cuando el ciclo de trabajo de
compresión es alto y cuando el tiempo de insuflación de las
ventilaciones es corto. El sistema también puede no ser capaz de
detectar y caracterizar las ventilaciones cuando están realizándose
las compresiones.
En el documento EP1079310, Myklebust describe un
método para reducir los artefactos en ECG provocados por
compresiones y ventilaciones. Este método se basa en la
disponibilidad de sensores que miden compresiones y ventilaciones,
en el que las señales procedentes de estos sensores se usan como
señales de referencia para un filtro adaptativo digital. Este
filtro puede estimar el artefacto de señal y a continuación restar
el artefacto estimado de la señal original. Este mismo principio
puede aplicarse para eliminar artefactos de compresión de las
señales de impedancia, de modo que la señal de impedancia filtrada
sólo refleje actividad de ventilación.
En el documento EP1057451, Myklebust describe un
sensor para medir compresiones torácicas. Este sensor está
dispuesto con un acelerómetro y un interruptor activado por fuerza.
Parte del sistema también son medios para estimar el movimiento de
compresión torácica como una función de la aceleración y las señales
procedentes del interruptor activado por fuerza. Una limitación de
este sensor es que no proporciona medios para detectar de manera
fiable que cada compresión torácica se liberó completamente. Una
limitación adicional de esta tecnología es que la precisión del
sistema depende de sobre qué superficie esté tumbado el paciente.
Por ejemplo, cuando el paciente está tumbado sobre un colchón, el
sensor encima del pecho medirá tanto el movimiento del paciente
sobre el colchón como la compresión del pecho. Una limitación
adicional tiene que ver con los pacientes con un pecho que, en la
práctica, es demasiado rígido como para comprimirlo hasta la
profundidad expresada por las directrices. En este caso, un sistema
de realimentación conectado al sensor de compresión torácica
continuará solicitando más profundidad, aunque no sea posible en la
práctica.
De nuevo en la solicitud de patente noruega n.º
2004 3033, que es la solicitud de prioridad de la presente
solicitud, Myklebust describe además que un sistema dispuesto con un
sensor de compresión torácica y un filtro adaptativo, puede usarse
para reducir los artefactos procedentes del canal de impedancia
provocados por las compresiones torácicas, para determinar una
intubación colocada de manera correcta o incorrecta comparando la
magnitud de la señal de impedancia debida a la ventilación antes de
la intubación frente a tras la intubación. De manera similar al
documento EP1215993, este sistema consiste en un conjunto de
electrodos de desfibrilador acoplados al pecho del paciente, que se
conecta a un desfibrilador externo, un sensor de compresión torácica
también conectado al desfibrilador, un filtro adaptativo digital
que reside en el desfibrilador y medios para proporcionar
realimentación al usuario. Una aplicación adicional deseada de esta
tecnología es caracterizar el rendimiento de ventilación mientras
están realizándose compresiones torácicas. Tal caracterización
podría ser una estimación del volumen corriente, una estimación del
tiempo de insuflación, una estimación de ventilaciones por minuto y
una estimación del tiempo en el que la presión intratorácica se
eleva.
La presente invención es una extensión de la
solicitud de patente noruega n.º 2004 3033 para caracterizar el
rendimiento de ventilación cuando están realizándose compresiones
torácicas, para detectar si cada compresión torácica se libera
completamente, para manejar situaciones en las que el paciente está
tumbado sobre una superficie adaptable y para manejar situaciones
en las que la rigidez del pecho del paciente no permite el
cumplimiento de las
directrices.
directrices.
Un objeto de esta invención es proporcionar un
método y un sistema que pueda proporcionar indicaciones de
ventilación fiables que también puede incorporarse en equipos de
salvamento existentes, tales como desfibriladores.
Se conoce que las mediciones de impedancia
pueden proporcionar información acerca de tejido vivo. Esto se
realiza habitualmente colocando electrodos sobre o en el cuerpo y
aplicando una tensión o corriente variable a través de los
electrodos. Un experto en la técnica conoce las mediciones de
impedancia con dos o más electrodos per se, y ejemplos de
tales sistemas de medición se describen en los documentos US
4540002, US 5807270 y WO 2004/049942. Tal como se describe en la
última publicación, la impedancia puede medirse en profundidades
elegidas usando varios electrodos.
El sistema propuesto proporciona un método y
sistema alternativos para monitorizar la ventilación de un paciente
usando una pluralidad de electrodos y un sensor de compresión
torácica acoplado al tórax del paciente para medir características
de ventilación durante la reanimación. Tales electrodos y sistemas
de medición se conocen de otra solicitud, como la solución descrita
en el documento EP 1215993, que miden parámetros para su uso en
relación con un desfibrilador y que proporcionan realimentación al
usuario del equipo ayudándole a realizar la RCP, y el documento EP
1057498, para medir la circulación sanguínea usando electrodos
acoplados a la piel de los pacientes.
Los objetos mencionados anteriormente se
obtienen mediante un método y sistema según se describen en las
reivindicaciones adjuntas.
Cuando se combinan con otros equipos de
salvamento existe el problema de que actividades tales como las
compresiones torácicas pueden afectar a la impedancia, haciendo que
las mediciones sean más difíciles de leer. Según una realización
preferida, la invención comprende el uso de filtrado adaptativo del
tipo descrito en el documento EP1079310 para eliminar estos
artefactos, conociéndose también per se el filtrado
adaptativo por un experto en la técnica.
La invención se describirá a continuación en
referencia a los dibujos adjuntos, que ilustran la invención a modo
de ejemplos.
La figura 1 ilustra un paciente en el que se usa
la invención.
La figura 2 ilustra el sistema según una
realización preferida de la invención.
La figura 3 ilustra el filtrado de señal según
una realización preferida de la invención, en el que el trazo
superior es la señal de impedancia filtrada que indica actividad de
ventilación, el trazo intermedio es la señal de impedancia no
filtrada, y el trazo inferior es la señal de profundidad de
compresión.
\newpage
En la figura 4 el trazo superior es la señal de
impedancia filtrada que indica inactividad de ventilación y esa
indicación de ventilación ya no está presente en el lado derecho de
la imagen, lo que sugiere intubación esofágica. El trazo inferior es
la señal de profundidad de compresión.
La figura 5 ilustra el filtrado de señal según
una realización preferida de la invención, en el que el trazo
superior es la señal de impedancia filtrada que indica actividad de
ventilación tras una intubación satisfactoria, el trazo intermedio
es la señal de impedancia no filtrada, y el trazo inferior es la
señal de profundidad de compresión.
La figura 6 ilustra la señal de fuerza medida y
las ventanas de tiempo relacionadas
La figura 7 ilustra los componentes individuales
de la señal de impedancia
La figura 8 ilustra las características que se
usan para caracterizar un cambio de impedancia como un evento de
ventilación.
La figura 9 ilustra la estructura de una
disposición de filtro adaptativo digital según una realización
preferida de la invención.
El sistema según la invención ilustrado en la
figura 1 comprende al menos dos electrodos 21 acoplados al tórax
del paciente 24, un sistema de medición de impedancia conectado a
los electrodos, un microordenador conectado al sistema de medición
de impedancia y una unidad de visualización conectada al
microordenador, todos dispuestos en un dispositivo 22.
La unidad de procesamiento 22 ilustrada puede
estar dotada de medios visuales o acústicos para proporcionar
realimentación al usuario, por ejemplo dando instrucciones al
usuario de la misma manera descrita en el documento EP 1215993 para
retraer o ajustar la posición del tubo o simplemente activando una
señal de advertencia acústica.
Según una realización preferida de la invención,
el sistema según la invención se incorpora en un desfibrilador
externo. La ventaja de este tipo de realización es el ahorro en el
coste, espacio y tiempo. Un desfibrilador normalmente se dispone
con una pluralidad de electrodos acoplados al tórax del paciente, un
sistema de medición de impedancia conectado a los electrodos, un
microordenador conectado al sistema de medición de impedancia y una
unidad de visualización conectada al microordenador. Por tanto, la
integración de la tecnología es una cuestión de diseño.
La figura 2 muestra una vista general del
sistema con un desfibrilador D1 que está acoplado a un sensor de
compresión torácica (SCT) y electrodos de desfibrilador E1, E2. El
desfibrilador comprende un sistema de medición de impedancia (SMI),
una unidad de procesamiento de señal (UPS), que incluye un método de
filtro adaptativo (MFA), extractor de parámetros de RCP (EPR) y una
interfaz de usuario (IU) para comunicarse con el usuario.
El sensor de compresión torácica SCT consiste en
un alojamiento en el que un acelerómetro y un transductor de fuerza
están dispuestos juntos y conectados a un microcontrolador
local.
El microcontrolador está dispuesto con entradas
de señal para leer señales de fuerza y aceleración, y salidas de
señal para controlar el acelerómetro y transductor de fuerza. Se
dispone software de prueba de modo que el microcontrolador pueda
someter a prueba la integridad del sistema. Además, el
microcontrolador está dispuesto con medios de comunicación, para
proporcionar datos a la UPS y al desfibrilador. Una ilustración
gráfica se dispone en la parte superior del sensor para ilustrar su
colocación. Por debajo, el sensor está dispuesto con medios para
adherir el sensor a la piel del paciente.
El sistema de medición de impedancia SMI se
conecta a electrodos de desfibriladores convencionales.
Preferiblemente, el SMI usa una corriente alterna casi constante,
que se aplica entre los electrodos, para generar una tensión que se
vuelve proporcional a la magnitud de la impedancia entre los
electrodos. La tensión está sujeta a medición y filtrado, para
emitir una señal de impedancia. Este sistema de medición
preferiblemente tiene una resolución de 10 miliohms, y una
respuesta de frecuencia de CC de hasta aproximadamente 50 Hz. Pueden
hallarse otros detalles sobre cómo este tipo de SMI puede
disponerse en los documentos EP1215993, EP1057498). La señal de
impedancia de salida se conecta a la UPS.
Variaciones de impedancia típicas cuando el
paciente se ventila con una bolsa convencional es de
0,5-1,0 ohm, pero algunos tipos de cuerpos se
desvían de esto. En los cuerpos grandes puede ser de tan sólo 0,5
Ohm, y en los cuerpos pequeños superior a 1,5 Ohm. Las afecciones
mecánicas relacionadas con los pulmones y el pecho también pueden
proporcionar desviaciones, incluyendo éstas edema pulmonar, cáncer
de pulmón, traumatismo, ahogamiento, elementos extraños, etc. Las
figuras 3, 4 y 5 ilustran ejemplos de variaciones de impedancia que
se describirán más en detalle posteriormente.
Características de diseño típicas del sistema:
los electrodos se disponen sobre el tórax preferiblemente sobre
ambos pulmones. El sistema de medición de impedancia tiene una
resolución de 10 miliohms. El intervalo dinámico del sistema de
medición es de desde 0 ohm hasta 250 ohm, cuando se usan electrodos
de desfibrilador típicos. El sistema de medición de impedancia usa
normalmente una corriente CA casi constante de 0,1 a 3 mA, y la
frecuencia de CA normalmente está en el intervalo de 30 kHz a 200
kHz.
El ordenador puede disponerse para memorizar los
cambios de impedancia en diferentes partes de las mediciones, por
ejemplo, para ver si una intubación es satisfactoria. El ordenador
también puede disponerse para guiar completamente al usuario a
través de las etapas de ventilación y RCP usando indicaciones
audibles, texto, pictogramas, vídeo o cualquier combinación de
guiado audible y visible.
Una realización más es una unidad autónoma
dispuesta sólo para facilitar soporte de intubación y soporte de
ventilación. Este tipo de unidad autónoma puede ampliarse
adicionalmente para facilitar realimentación de RCP según se
describe en el documento EP 1157717, usando un sensor de
compresiones torácicas como en el documento EP 1057451 y otros
sensores que describen cómo se realiza la RCP y cómo responde el
paciente a la RCP. La respuesta del paciente a la RCP puede
determinarse usando análisis de ECG según el documento EP 1215993 y
mediciones de CO_{2} de volumen corriente finales.
La confirmación de la colocación del tubo
también puede realizarse durante las compresiones torácicas, siempre
que el sistema se amplíe con un filtro adaptativo digital,
principio que se detalla posteriormente y en el documento
EP1079310, que se incluye en el presente documento a modo de
ejemplo. Sin embargo, según esta invención, lo que se filtra es el
artefacto de compresión en la señal de impedancia, usando una señal
procedente de un sensor de compresión torácica como entrada de
referencia. Este filtro puede tener en cuenta diferentes tipos de
mediciones realizadas durante compresiones torácicas, tales como los
movimientos del pecho medidos, la presión aplicada o la aceleración
de un sensor colocado sobre el pecho.
La figura 9 ilustra la estructura de una
disposición de filtro adaptativo digital para este fin. Las muestras
de señal de fuerza discretas Fseñal se alimentan a un primer bloque
de filtro F1, cuyos coeficientes de filtro pueden ajustarse para
cada valor de muestra entrante. La muestra de señal de aceleración
discreta Aseñal se alimenta a un segundo bloque de filtro F2, cuyos
coeficientes de filtro también pueden ajustarse para cada valor de
muestra entrante. Las salidas de filtro se suman, y a continuación
se restan de la muestra de señal de impedancia discreta Iseñal, lo
que da como resultado la señal de impedancia filtrada discreta
IFseñal.
Midiendo estos parámetros, pueden eliminarse los
efectos de las compresiones torácicas de la señal de impedancia para
obtener un control de la intubación calculando la correlación máxima
entre una señal de referencia, por ejemplo, una señal obtenida sin
compresiones torácicas, y la señal medida.
La figura 3 muestra trazos de forma de onda de
impedancia filtrada mediante filtro adaptativo digital (parte
superior), la correspondiente señal de impedancia sin procesar
(parte central) y la forma de onda de profundidad de compresión
torácica (parte inferior). Las ventilaciones son evidentes en el
trazo superior. Las compresiones torácicas provocan artefactos en
la señal de impedancia sin procesar, que se eliminan de manera
eficaz mediante el filtro adaptativo digital.
La figura 4 muestra trazos de cambios de
impedancia (parte superior) y profundidad de compresiones torácicas
(parte inferior) antes y después de una intubación realizada para
aplicar ventilación al paciente. Las dos ventilaciones entre series
de 15 compresiones son evidentes en el comienzo de la figura. En
este caso, las ventilaciones se suministraron usando mascarilla y
bolsa. La intubación se realizó a las 07:22, y después de esto la
señal de impedancia desaparece. Esto indica que el tubo se colocó
mal y debe ajustarse o retirarse.
La figura 5 muestra un ejemplo de intubación
satisfactoria: el trazo superior y el intermedio muestran dos
ventilaciones seguidas por una larga pausa en la que se realiza la
intubación. A continuación se reanudan las ventilaciones y
compresiones torácicas. Puede verse que la magnitud de la señal de
impedancia tras la intubación es mayor que antes.
Aunque la invención descrita anteriormente tiene
como objetivo principalmente el reconocimiento y la comparación
automatizados de los datos de impedancia almacenados, la comparación
puede realizarse manualmente examinando las curvas, tal como se
ilustra en la figuras 3-5, durante la operación. Los
datos almacenados se mantienen entonces durante un tiempo
suficientemente largo para permitir al usuario ver extractos de los
datos con y sin el tubo insertado.
Asimismo, la invención se describe usando sólo
dos electrodos, pero también pueden usarse más de dos electrodos
según la invención, por ejemplo, para medir de manera más precisa la
impedancia a una profundidad elegida, por ejemplo, para reducir
alteraciones procedentes de la superficie de contacto con la piel.
En referencia de nuevo a la figura 2, el método de filtro
adaptativo se implementa en la unidad de procesamiento de señal
(UPS). Entradas de señal son la señal de impedancia, la fuerza, y la
señal de aceleración procedentes del SCT. La señal de impedancia
según la figura 7 comprende una componente de señal que representa
la impedancia transtorácica (ITT), una componente de señal
adicional cuyas variaciones representan la elevación del pecho
debido a ventilaciones (VS), de nuevo entonces una componente de
señal cuyas variaciones representan el movimiento del pecho debido
a las compresiones torácicas (CT), y potencialmente una componente
cuyas variaciones representan el flujo sanguíneo (FS).
La primera etapa en el procesamiento de señal es
eliminar la desviación de la línea base (como la componente de ITT)
y las componentes de alta frecuencia (como las componentes de FS) de
la señal de impedancia, la señal de fuerza y la señal de
aceleración. La segunda etapa es eliminar la componente de
compresión torácica CT (artefacto) de la señal de impedancia
filtrada usando el filtro adaptativo digital. Este filtro adaptativo
digital estima la componente de compresión torácica usando la señal
de fuerza y la señal de aceleración, y resta esta estimación de la
señal de impedancia filtrada para emitir la señal de ventilación.
(Equivalente a cómo se eliminan los artefactos de RCP del ECG, en el
documento EP1079310.).
Basándose en la señal de ventilación de salida,
se detectan ventilaciones potenciales y posteriormente se
clasifican como ventilaciones o no ventilaciones. Según la figura 8,
se detecta un evento de ventilación potencial buscando cambios de
impedancia positivos en la señal de ventilación filtrada que tiene
un punto de inicio definido T1 y un punto superior T2. Además de
los puntos de inicio y superior, se seleccionan dos puntos más: P1,
que está ubicado a medio camino entre el punto de inicio y el punto
superior en el borde ascendente y P2 a mitad de camino en el borde
descendente. El intervalo de tiempo desde T1 hasta T2 se denomina
dt, y la diferencia en amplitud entre T2 y T1 se denomina dZ. El
intervalo de tiempo desde P1 hasta T2 se denomina P1T2, y el
intervalo de tiempo desde T2 hasta P2 se denomina T2P2. Los datos de
pacientes reales, en los que un experto ha identificado y anotado
manualmente las ventilaciones, se han usado para identificar las
características de ventilación del paciente, basándose en los
puntos T1, T2, P1 y P2. La ventilación potencial que se detecta
automáticamente se clasifica como ventilación o no como ventilación
basándose en las características de ventilación identificadas. Por
ejemplo, el sistema compara el valor real de dt y dz, P1T2, T2P2 y
la razón dz/dt con los intervalos aceptables identificados
empíricamente a partir de datos de pacientes reales. Si se cumplen
todos los criterios seleccionados, el presente cambio de impedancia
se clasifica como una ventilación, donde dt expresa el tiempo de
insuflación y dz expresa la amplitud. Cuando se han detectado varias
ventilaciones, el sistema calcula la tasa de ventilación
promediando los intervalos de tiempo entre puntos de tiempo T2
sucesivos. Esto puede realizarse porque el cambio de impedancia está
muy correlacionado con el volumen de aire suministrado.
Se estima el tiempo durante el cual se eleva la
presión intratorácica tomando el tiempo T1' definido desde donde la
amplitud de forma de onda de impedancia es un 90% inferior a la
amplitud máxima y se está elevando, hasta el tiempo T3' donde la
forma de onda de impedancia es un 90% inferior a la amplitud pico y
está disminuyendo. El volumen corriente se estima basándose en la
relación entre el cambio de impedancia dZ y el volumen ventilado en
ml/kg. Los experimentos sugieren que la relación es de
aproximadamente 0,17 ohm/ml/kg para pacientes en parada cardiaca.
Sin embargo, puesto que la relación se ve afectada tanto por los
pacientes individuales como también por dónde estén colocadas las
almohadillas de electrodo, la relación no es precisa. Por este
motivo, sólo puede usarse para diferenciar entre volúmenes corriente
menores y volúmenes corriente mayores.
La presión intratorácica aumenta con cada
compresión torácica. Por este motivo, puede suponerse que la presión
de las vías respiratorias durante la ventilación y las compresiones
torácicas simultáneas es mayor que la presión de las vías
respiratorias obtenida cuando no están realizándose compresiones
torácicas. Cuando aumenta la presión, y la temperatura es casi
constante, el volumen se reduce. En otras palabras, durante las
compresiones torácicas, un volumen corriente suministrado será
menor que el volumen corriente espirado, debido a la diferencia de
presión. Experimentos de laboratorio hallaron que la respuesta de
impedancia con ventilación de volumen fijo era un 20% inferior
cuando se colocaba un peso significativo sobre el pecho del paciente
frente a sin peso. Por tanto, para mejorar la precisión, el volumen
corriente estimado se corregirá mediante un factor de compensación
cuando estén realizándose compresiones torácicas. El factor de
compensación puede fijarse para mayor simplicidad, u obtenerse como
una función de la fuerza de compresión torácica aplicada.
En referencia ahora a la figura 6, la UPS
también está dispuesta para caracterizar compresiones torácicas a
partir de la señal de aceleración y fuerza Fo. La señal de fuerza se
compara con un valor de referencia V1 (para el tiempo fijado a 2 kg
por encima del valor de fuerza mínima de compresión anterior, o 2 kg
por encima de cero, si hay pausa en las compresiones) para
determinar el punto en el tiempo en el que se ha iniciado la
compresión, Ts, y en el que ha finalizado la compresión, Te. Los dos
puntos de tiempo Ts y Te se ajustan entonces empíricamente a los
valores Ts' y Te' antes de usarlos como puntos de inicio y puntos
finales, respectivamente, para la doble integración de una señal de
aceleración para estimar los movimientos de compresión torácica. La
señal de fuerza Fo se compara con un valor de referencia V2 (para el
tiempo fijado a 3 kg) en el intervalo entre Te' y el Ts' de la
siguiente compresión, que es el intervalo de tiempo entre dos
compresiones sucesivas. Si la señal de fuerza medida supera el
valor de referencia V2, se emite un evento de liberación de presión
incompleta. Si la profundidad de compresión calculada es inferior a
la recomendación de las directrices, y al mismo tiempo el valor
pico correspondiente de la señal de fuerza supera un valor de
referencia V3, (para el tiempo fijado a 50 kg), se retiene la
realimentación verbal de corrección sobre profundidad insuficiente.
Si la profundidad de compresión calculada es superior a la
recomendación de las directrices, y al mismo tiempo el valor pico
correspondiente de la señal de fuerza es inferior a un valor de
referencia V4, se retiene la realimentación verbal de corrección
sobre profundidad excesiva.
Alternativamente, dichos criterios de fuerza
para retener la realimentación pueden sustituirse o complementarse
mediante criterios alternativos, por ejemplo, basándose en la
potencia o el trabajo usados por el personal de salvamento para
comprimir el pecho. La potencia puede calcularse fácilmente
multiplicando la fuerza aplicada por la velocidad del pecho. El
trabajo aplicado puede determinarse mediante la integración de la
potencia aplicada. Puede usarse tanto la potencia promedio como la
pico durante una compresión como criterios para retener la
realimentación. Por ejemplo, la realimentación sobre profundidad de
compresión demasiado baja puede retenerse si la potencia promedio
durante una o más compresiones supera un determinado umbral, por
ejemplo en el intervalo de 2-10 W. Tales criterios
pueden basarse en la potencia o el trabajo o bien netos o bien
brutos aplicados durante la compresión. El trabajo promedio neto
(trabajo suministrado al pecho durante la compresión - el trabajo
recibido desde el pecho durante la liberación) está directamente
relacionado con la energía añadida al pecho durante una compresión.
Una parte significativa de esta energía
se consume en trabajo viscoso para conducir la sangre a través del sistema cardiovascular durante las compresiones.
se consume en trabajo viscoso para conducir la sangre a través del sistema cardiovascular durante las compresiones.
Con la disponibilidad de fuerza y profundidad de
compresión estimada, un método alternativo para caracterizar la
liberación incompleta es estimar la desviación en la profundidad
provocada por la liberación incompleta.
Esto puede conseguirse calculando la rigidez del
pecho cerca del punto de profundidad de compresión mínima, y a
continuación calculando la razón de fuerza con respecto a rigidez
para obtener la profundidad. La rigidez del pecho puede estimarse,
por ejemplo, a partir de la curva fuerza-profundidad
medida. Para estimar la rigidez, la componente viscosa de la fuerza
debe restarse en primer lugar de la fuerza total, por ejemplo,
suponiendo un parámetro de amortiguamiento viscoso que depende de
la profundidad y que da lugar a una fuerza de amortiguamiento
proporcional a la velocidad del pecho (F_v = \muv, donde F_v es la
fuerza viscosa, \mu es el parámetro de amortiguamiento y v la
velocidad del pecho). El valor de \mu a diferentes profundidades
puede estimarse observando la anchura del ciclo de histéresis en la
curva fuerza-profundidad. De manera similar, pueden
restarse las fuerzas de rozamiento, que dependen sólo de la
dirección de movimiento y no de la velocidad. La masa en movimiento
del pecho, que da lugar a las fuerzas de inercia, también pueden
estimarse correlacionando la aceleración y la fuerza, por ejemplo,
cerca de los puntos de compresión mínimo y máximo en los que la
fuerza viscosa es baja.
Algunos pacientes se tratan cuando todavía están
en cama. La adaptación del colchón provocará el movimiento tanto
del pecho como del colchón. Con la disponibilidad de fuerza y
profundidad, es posible caracterizar la relación entre fuerza y
profundidad para situaciones en las que se realiza la RCP en una
cama frente a una superficie no adaptable. La relación
fuerza/profundidad característica para superficies adaptables,
cuando se detecta, se usa para invalidar la información de
profundidad, lo que a su vez evita la realimentación engañosa y que
se emita una señal de advertencia.
La presencia de un colchón bajo el paciente
puede evaluarse combinando varios indicadores calculados a partir
de los datos de fuerza y profundidad. Ejemplos de tales indicadores
pueden ser, por ejemplo, la masa en movimiento (que será mayor si
todo el cuerpo se mueve sobre un colchón), el parámetro de
amortiguamiento (que es probable que sea más constante con la
profundidad para un colchón), la profundidad de compresión (que es
probable que sea mayor) y la rigidez (que es probable que sea
menor). Estos indicadores pueden usarse o bien solos o bien
combinados, por ejemplo usando un modelo de red neural o
multivariante, por ejemplo, enfocado en datos de medición reales,
para indicar la presencia de un colchón.
Una solución alternativa para tratar la RCP en
camas es disponer el sistema con un acelerómetro de referencia
separado ARS. Este acelerómetro de referencia está ubicado en una
almohadilla que va a colocarse debajo de la espalda del paciente.
Con esta disposición, la UPS puede restar la aceleración bajo la
espalda de la aceleración observada por el SCT, equivalente a cómo
un acelerómetro de referencia se usa en el documento EP1057451 para
compensar el movimiento cuando la compresión torácica se realiza en
un vehículo en movimiento o similar.
Todas las señales medidas, tal como la señal de
fuerza, señal de aceleración, señal de profundidad, señal de
impedancia, eventos, etc., evidentemente pueden registrarse para su
referencia y análisis posterior, y posiblemente para ajustar los
modelos y cálculos realizados en la UPS. Las señales también pueden
comunicarse, por ejemplo mediante transmisión de radio por cable de
un teléfono móvil asociado directamente a una unidad externa para la
monitorización y realimentación adicional.
Claims (6)
1. Sistema de monitorización de ventilación para
monitorizar la ventilación de un paciente, que comprende:
al menos dos electrodos adaptados para colocarse
sobre el pecho de un paciente acoplados a medios de medición de
impedancia para medir la impedancia en el pecho del paciente,
realizándose dichas mediciones de impedancia aplicando una tensión o
corriente alterna a dichos electrodos y midiendo la impedancia entre
ellos,
medios de medición para medir al menos un
parámetro elegido que afecta a la impedancia medida de un modo
conocido per se, comprendiendo dicho sistema también un
sensor de fuerza que mide la fuerza aplicada al pecho, y
una unidad de procesamiento para proporcionar
una señal indicativa de la ventilación del paciente a partir de
dicha medición de impedancia, estando adaptada también dicha unidad
de procesamiento para eliminar los efectos de dichos parámetros
elegidos medidos de dicha señal de ventilación.
\vskip1.000000\baselineskip
2. Sistema según la reivindicación 1, que
comprende también un sensor de movimiento adaptado para colocarse
sobre el pecho del paciente para medir el movimiento del pecho del
paciente y acoplado a dicha unidad de procesamiento para calcular y
aplicar un filtro adaptativo a dicha impedancia medida, estando
adaptado dicho filtro para eliminar los efectos de los movimientos
de dicha señal de impedancia.
3. Sistema según la reivindicación 2, en el que
dicho sensor de fuerza, por ejemplo, durante RCP, está acoplado a
dicha unidad de procesamiento, incluyendo también dicho filtro
adaptativo las señales procedentes de dicho sensor de fuerza.
4. Sistema según la reivindicación 2, que
comprende también un sensor de aceleración que mide la aceleración
aplicada a un determinado punto sobre el pecho, por ejemplo, durante
RCP, y acoplado a dicha unidad de procesamiento, incluyendo también
dicho filtro adaptativo las señales procedentes de dicho sensor de
aceleración.
5. Sistema según la reivindicación 2, que
comprende también un segundo sensor de movimiento acoplado a dicha
unidad de procesamiento y colocado sobre la espalda del paciente
para medir los movimientos del paciente, proporcionando dicha unidad
de procesamiento una señal diferencia indicativa del movimiento del
pecho con relación a la espalda, y por tanto la parte del movimiento
que afecta a la señal de impedancia.
6. Sistema según la reivindicación 1, en el que
el sensor de fuerza está acoplado a dicha unidad de procesamiento,
estando adaptada dicha unidad de procesamiento para monitorizar los
valores pico mínimos de dicha señal de fuerza en cuanto a si la
presión se ha liberado completamente del pecho.
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| US7747319B2 (en) * | 2006-03-17 | 2010-06-29 | Zoll Medical Corporation | Automated resuscitation device with ventilation sensing and prompting |
| BRPI0718623B1 (pt) * | 2006-11-14 | 2019-03-26 | Koninklijke Philips N.V. | Sistema de terapia de ressuscitação cardiopulmonar |
| US20080146973A1 (en) * | 2006-12-15 | 2008-06-19 | Laerdal Medical As | System for providing feedback on chest compression in CPR |
| GB2449695A (en) * | 2007-05-31 | 2008-12-03 | Laerdal Medical As | Monitoring the efficacy of chest compressions |
| GB2460690A (en) * | 2008-06-05 | 2009-12-09 | Poems Ltd | Pocket-sized defibrillator with direct attachment to a patient. |
| NO20093315A1 (no) | 2009-11-11 | 2011-05-12 | Laerdal Medical As | Metode og system for a male parametre for brystkasse, spesielt ved hjertelungeredning |
| JP5919265B2 (ja) * | 2010-06-30 | 2016-05-18 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 小児患者に安全なｃｐｒ装置 |
| US10702166B1 (en) | 2010-08-13 | 2020-07-07 | Respiratory Motion, Inc. | Devices and methods for respiratory variation monitoring by measurement of respiratory volumes, motion and variability |
| US11723542B2 (en) | 2010-08-13 | 2023-08-15 | Respiratory Motion, Inc. | Advanced respiratory monitor and system |
| PT2603138T (pt) | 2010-08-13 | 2018-02-26 | Respiratory Motion Inc | Dispositivos e métodos para monitorização de variação respiratória por medição de volumes respiratórios, movimentação e variabilidade |
| US9486390B2 (en) * | 2010-09-30 | 2016-11-08 | Physio-Control, Inc. | Reference sensor for CPR feedback device |
| US10098573B2 (en) | 2010-09-30 | 2018-10-16 | Physio-Control, Inc. | Alerting users of CPR feedback device of detected magnetic interference |
| CA2843806C (en) * | 2011-07-20 | 2017-08-22 | Respiratory Motion, Inc. | Impedance measuring devices and methods for emergency cardiovascular care |
| US9839368B2 (en) | 2012-01-17 | 2017-12-12 | Zoll Medical Corporation | Systems and methods for filtering ECG artifacts |
| WO2014022683A1 (en) | 2012-08-03 | 2014-02-06 | Zoll Medical Corporation | Arterial and venous blood metrics |
| US9633577B2 (en) | 2012-10-02 | 2017-04-25 | Zoll Medical Corporation | CPR training system and methods |
| JP2014076117A (ja) * | 2012-10-09 | 2014-05-01 | Nippon Koden Corp | 心電図解析装置および電極セット |
| US9511239B2 (en) | 2013-09-27 | 2016-12-06 | Zoll Medical Corporation | Electrode with feature for indicating prior use with adult or pediatric subject and systems and methods including same |
| WO2015048018A1 (en) | 2013-09-30 | 2015-04-02 | Zoll Medical Corporation | Adult and pediatric defibrillation electrode pad assembly |
| US9576503B2 (en) | 2013-12-27 | 2017-02-21 | Seattle Children's Hospital | Simulation cart |
| WO2015134880A1 (en) | 2014-03-06 | 2015-09-11 | Respiratory Motion, Inc. | Methods and devices for displaying trend and variability in a physiological dataset |
| CN108463160A (zh) | 2015-12-15 | 2018-08-28 | 呼吸运动公司 | 呼吸量监测评估以在脉搏血氧测定法之前检测呼吸损害并消除假去饱和警报 |
| US9805623B1 (en) | 2016-04-08 | 2017-10-31 | I.M.Lab Inc. | CPR training system and method |
| EP3740269B1 (en) | 2018-01-17 | 2024-04-10 | ZOLL Medical Corporation | System to assist a rescuer with an intubation procedure for a patient |
| US20210308004A1 (en) * | 2020-04-06 | 2021-10-07 | Physio-Control, Inc. | Determining chest compression depth using impedance |
Family Cites Families (25)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IL65581A (en) | 1982-04-22 | 1985-12-31 | Dan Atlas | Electrical measuring system particularly useful for the non-invasive examination of biological tissue |
| AU1328595A (en) | 1994-06-20 | 1996-01-15 | Auckland Uniservices Limited | Brain damage monitor |
| US5833711A (en) * | 1996-04-01 | 1998-11-10 | Cardi-Act, L.L.C. | Method and means for portable emergency cardiopulmonary resuscitation |
| US6148233A (en) * | 1997-03-07 | 2000-11-14 | Cardiac Science, Inc. | Defibrillation system having segmented electrodes |
| US6179793B1 (en) * | 1998-01-14 | 2001-01-30 | Revivant Corporation | Cardiac assist method using an inflatable vest |
| US6234985B1 (en) * | 1998-06-11 | 2001-05-22 | Cprx Llc | Device and method for performing cardiopulmonary resuscitation |
| US6125299A (en) * | 1998-10-29 | 2000-09-26 | Survivalink Corporation | AED with force sensor |
| US6390996B1 (en) * | 1998-11-09 | 2002-05-21 | The Johns Hopkins University | CPR chest compression monitor |
| NO310137B1 (no) | 1998-12-11 | 2001-05-28 | Laerdal Medical As | System for å måle og analysere HLR parametere for anvendelse med og av en ekstern defibrillator |
| NO310135B1 (no) | 1999-05-31 | 2001-05-28 | Laerdal Medical As | System for å måle og anvende parametere ved utförelse av brystkompresjon i löpet av en livredningssituasjon hhv.treningssituasjon samt anvendelser |
| NO311747B1 (no) * | 1999-05-31 | 2002-01-21 | Laerdal Medical As | Fremgangsmåte for å bestemme om en livlös person har puls, basert på impedansmåling mellom elektroder plassert på pasientenshud, hvor elektrodene er tilkoblet en ekstern defibrillator sittimpedansmålesystem, samt system for utförelse av fremga |
| EP1073310B1 (en) | 1999-07-27 | 2006-03-01 | Lucent Technologies Inc. | Display of network information |
| NO311746B1 (no) * | 1999-08-27 | 2002-01-21 | Laerdal Medical As | System for å redusere signalforstyrrelser i EKG forårsaket av hjerte-lunge-redning |
| NO322399B1 (no) | 1999-09-07 | 2006-10-02 | Laerdal Medical As | System for a beregne sannsynlighetstallet for utfallet av et tenkt forestaende defibrillatorsjokk basert pa karakteristiske trekk ved hjertet malt under hjertestans og gjenoppliving |
| AU2001249233A1 (en) * | 2000-03-22 | 2001-10-03 | Advanced Circulatory Systems, Inc. | CPR mask with compression timing metronome and methods |
| DE60017368T2 (de) * | 2000-05-26 | 2006-03-02 | Laerdal Medical A/S | System zur Messung und Analyse von kardiopulmonaren Wiederbelebungs-Parametern zum Gebrauch mit einem externen Defibrillator |
| IL138040A0 (en) * | 2000-08-23 | 2001-10-31 | Cpr Devices Ltd | Monitored cardiopulmonary resuscitation device |
| WO2003103765A1 (en) * | 2002-06-11 | 2003-12-18 | Matos Jeffrey A | System for cardiac resuscitation |
| US7092757B2 (en) * | 2002-07-12 | 2006-08-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Minute ventilation sensor with dynamically adjusted excitation current |
| US6827695B2 (en) * | 2002-10-25 | 2004-12-07 | Revivant Corporation | Method of determining depth of compressions during cardio-pulmonary resuscitation |
| NO20025803D0 (no) | 2002-12-03 | 2002-12-03 | Idex Asa | Levende finger |
| NO317846B1 (no) * | 2002-12-23 | 2004-12-20 | Laerdal Medical As | Anordning for plassering pa brystet pa en pasient, for a samvirke med hendene pa en person som utforer brystkompresjoner . |
| US7190999B2 (en) * | 2003-06-27 | 2007-03-13 | Zoll Medical Corporation | Cardio-pulmonary resuscitation device with feedback from measurement of pulse and/or blood oxygenation |
| US7220235B2 (en) * | 2003-06-27 | 2007-05-22 | Zoll Medical Corporation | Method and apparatus for enhancement of chest compressions during CPR |
| US20050101889A1 (en) * | 2003-11-06 | 2005-05-12 | Freeman Gary A. | Using chest velocity to process physiological signals to remove chest compression artifacts |
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