ES2620580T3

ES2620580T3 - Dispositivo y método para la extracción de datos

Info

Publication number: ES2620580T3
Application number: ES10728643.7T
Authority: ES
Inventors: Bo Olde; Kristian Solem
Original assignee: Gambro Lundia AB
Current assignee: Gambro Lundia AB
Priority date: 2009-06-26
Filing date: 2010-06-24
Publication date: 2017-06-29
Anticipated expiration: 2030-06-24
Also published as: CN104689402A; US20120283581A1; NZ596936A; CA2766262A1; JP2015061605A; CN102573618A; WO2010149726A3; CN104689402B; WO2010149726A2; EP2445395A2; JP5951727B2; AU2010264669C1; AU2010264669A1; EP3178387A1; US9433356B2; KR20120098993A; JP2012530577A; CA2766262C; JP5951483B2; EP2445395B1

Abstract

Un sistema fluido extracorpóreo (S1) con un dispositivo (25) para procesar una señal medida obtenida por un sensor de presión (4a-4c) en el sistema fluido extracorpóreo (S1), cuando el sistema fluido extracorpóreo (S1) está conectado a un sistema vascular (S2) de un sujeto, comprendiendo dicho dispositivo (25): los medios (28) para recibir la señal medida obtenida por al menos uno de dichos sensores de presión (4a-4c); y los medios (29) para procesar la señal medida para la identificación de los datos de presión que comprenden uno o más pulsos procedentes de un fenómeno fisiológico en dicho sujeto, caracterizado por que dicho fenómeno fisiológico es una actividad respiratoria de dicho sujeto, y que dichos medios (29) están configurados para supervisar la integridad de una conexión fluida (C) entre dicho sistema fluido extracorpóreo (S1) y dicho sistema vascular (S2) en base a dichos datos de presión .

Description

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DESCRIPCION

Dispositivo y metodo para la extraccion de datos.

Campo tecnico

La presente invencion se refiere en general a la extraccion de los datos procedentes de un fenomeno fisiologico en un sujeto, en particular, cuando el sistema vascular del sujeto esta en conexion con un sistema de fluidos extracorporeo. La presente invencion es, por ejemplo, aplicable en disposiciones para el tratamiento extracorporeo de la sangre.

Tecnica anterior

Los signos vitales son medidas de diferentes estadfsticas fisiologicas tomadas frecuentemente por los profesionales de la salud con el fin de evaluar las funciones del cuerpo. Se pueden medir, supervisar e interpretar signos vitales de un sujeto, por ejemplo, la frecuencia cardiaca, la presion sangumea, la saturacion de oxfgeno, la electrocardiogram (ECG), la frecuencia respiratoria y la regulacion autonoma, al igual que la presion sangumea y la temperatura corporal, para detectar diferentes trastornos del paciente, por ejemplo los trastornos respiratorios y los relacionados con el corazon. El equipo comun utilizado para recuperar los signos vitales incluye un termometro, un oxfmetro de pulso, un capnografo y un reloj de pulso. Aunque un pulso a menudo puede tomarse manualmente, un estetoscopio puede ser necesario para un sujeto con un pulso debil.

Con los monitores de signos vitales externos, tales como un termometro, un estetoscopio, un fotopletismografo (PPG), un oxfmetro de pulso o un capnografo, es posible medir el pulso, la saturacion de oxfgeno y informacion sobre la respiracion, tales como la frecuencia respiratoria y la concentracion de dioxido de carbono en el respiracion del paciente.

Los pacientes con insuficiencia de la funcion renal a menudo sufren de otros trastornos diferentes, por ejemplo la apnea del sueno, la respiracion periodica y la hiperventilacion, lo que hace la supervision de los signos vitales de los pacientes renales particularmente importante. La apnea del sueno, por ejemplo, es un trastorno comun en la gente en general, donde del 2% al 25% la padece, y se correlaciona con la tasa aumentada de varias comorbilidades, como la hipertension, la enfermedad de las arterias coronarias, las arritmias, la insuficiencia cardfaca y el derrame cerebral. La prevalencia de apnea es aun mayor en la gente con dialisis, donde del 30% al 80% de los pacientes en dialisis sufren de este problema. La razon de esto no esta clara, pero se cree que la hipervolemia y los altos niveles de toxinas uremicas pueden empeorar el trastorno. Ademas, muchos pacientes en dialisis (40%) son diagnosticados con afecciones cardfacas como la angina de pecho, la hipertrofia ventricular izquierda, el derrame cerebral o la insuficiencia cardfaca congestiva. Estos pacientes y otros sujetos tambien pueden padecer de fenomenos controlados por reflejos, como los vomitos, la tos y el hipo. Por lo tanto, existe una necesidad particular de supervisar los signos vitales de los pacientes con insuficiencia de la funcion renal.

Los ongenes detras de los signos vitales son, por ejemplo los generadores de pulsos fisiologicos, tales como el sistema respiratorio, el sistema autonomo para la regulacion de la presion sangumea y el sistema autonomo para regular la temperatura corporal, lo que da lugar a fenomenos fisiologicos dclicos que se sabe provocan variaciones en la presion sangumea de un paciente.

La regulacion de la presion sangumea es parte del complejo sistema regulador que controla la presion sangumea arterial y depende de las entradas sensoriales relacionadas con el gasto cardfaco, la resistencia periferica a la circulacion sangumea en las arteriolas, la viscosidad de la sangre, el volumen de sangre en el sistema arterial, la elasticidad de las paredes arteriales, etc. Los cambios en la presion sangumea son provocados por el control ejercido sobre los mismos mecanismos fisiologicos.

Las senales de las cuales se extrae la informacion relativa a los signos vitales y los sensores que se utilizan pueden variar y los instrumentos para proporcionar esta informacion estan a menudo limitados en su proposito y funcionalidad. Ademas, las mediciones de los signos vitales requieren a menudo mucho tiempo y requieren la participacion y la atencion de personal competente en el manejo de cada instrumento.

Se sabe, por ejemplo, del documento US5243990, de los monitores de presion sangumea, incluso los que estan incluidos en sistemas de maquinas de dialisis, que permiten medir el pulso del paciente y los valores de presion sangumea (por ejemplo la presion sistolica y diastolica) a intervalos especificados.

Para obtener una buena imagen de las funciones corporales, a menudo es deseable controlar varios signos vitales, lo que requiere varios sensores especializados o monitores conectados al cuerpo de un paciente, que es costoso, engorroso y entretenido. El documento EP1273315 puede tomarse como ejemplo, en el que las senales de salida de

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varios sensores especializados se procesan en conjunto para determinar informacion relativa con las funciones corporales de un paciente conectado a un aparato de dialisis. Espedficamente, los sensores incluyen un sensor de electrocardiograma (ECG) unido al paciente, un sensor de ondas de pulso fotoelectrico (PPG) unido a una parte extrema de un dedo del paciente y un brazalete de medicion de la presion sangumea unido al brazo del paciente. Un valor de presion sangumea del paciente se determina aplicando un metodo oscilometrico a una senal de salida de un sensor de presion conectado al brazalete. Se determina una diferencia de tiempo DT entre los pulsos smcronos de los latidos del corazon en las senales de salida de los sensores ECG y PPG y se utiliza para calcular una velocidad de propagacion de la onda de pulsos PWV. Los valores de presion sangumea estimados EBP del paciente se calculan como una funcion de los valores PWV mediante la aplicacion de coeficientes que se determinan mediante el uso del valor de presion sangumea obtenido del brazalete. La informacion sobre la actividad nerviosa autonoma en el paciente se obtiene como una componente de baja frecuencia DTLF de las fluctuaciones en los valores PWV calculados o los valores DT, o como una componente de alta frecuencia RRHF de las fluctuaciones en los intervalos entre ondas R sucesivas en la senal ECG.

Tambien se sabe que la tos y el estornudo puede influir en las mediciones fisiologicas obtenidas de los instrumentos. La tos puede, por ejemplo, introducir errores en la senal PPG, por ejemplo, medida con un oxfmetro de pulso.

Por lo tanto, existe una necesidad de formas alternativas y/o mejoradas de supervisar los signos vitales para detectar, presentar, rastrear y/o predecir trastornos, tales como los trastornos relacionados con los sistemas respiratorio, vascular y autonomo del sujeto.

Ademas, en el tratamiento extracorporeo de la sangre, la sangre se extrae de un paciente, se trata y, a continuacion, se reintroduce en el paciente por medio de un circuito de circulacion de la sangre extracorporeo. Generalmente, la sangre se hace circular a traves del circuito por uno o mas dispositivos de bombeo. El circuito esta conectado a un acceso a un vaso sangumeo del paciente, normalmente a traves de uno o mas dispositivos de acceso, tales como agujas o cateteres venosos, que se insertan en el acceso al vaso sangumeo. Tales tratamientos sangumeos extracorporeos incluyen hemodialisis, hemodiafiltracion, hemofiltracion, plasmaferesis, etc.

En el tratamiento extracorporeo de la sangre, que es vital para reducir al mmimo el riesgo de fallos en el circuito de circulacion de sangre extracorporeo, ya que estos pueden conducir a una condicion potencialmente peligrosa para la vida del paciente. Pueden presentarse condiciones graves si se interrumpe el circuito de circulacion de sangre extracorporeo, por ejemplo por un dispositivo de acceso para la extraccion de sangre (por ejemplo, una aguja arterial) que se suelta del acceso al vaso sangumeo, provocando que el aire sea aspirado dentro del circuito o por un dispositivo de acceso para la reintroduccion de la sangre (por ejemplo, una aguja venosa) que se suelta del acceso al vaso sangumeo, provocando que el paciente sea drenado de sangre en cuestion de minutos. Otros mal funcionamientos pueden ser causados por el acceso al vaso sangumeo que se bloquea u obstruye, o por el dispositivo de acceso que se coloca demasiado cerca de las paredes del vaso sangumeo.

En el documento WO 97/10013, la supervision implica filtrar una senal de presion medida para retirar los componentes de frecuencia originados por una bomba de sangre y, a continuacion, detectar la senal de corazon analizando la senal de presion filtrada. La amplitud de la senal de presion filtrada se toma entonces como una indicacion de la integridad de la conexion fluida. Esta tecnica de supervision requiere un filtrado adecuado y, por consiguiente, podna fallar si hay una coincidencia de frecuencia significativa entre la senal cardfaca y los pulsos de la bomba de sangre.

Por lo tanto, tambien hay una necesidad de formas alternativas y/o mejoradas de supervisar la integridad de una conexion fluida entre un circuito extracorporeo y un sistema vascular de un sujeto.

Resumen

Es un objetivo de la invencion superar al menos parcialmente una o mas de las limitaciones identificadas anteriormente de la tecnica anterior.

Un objetivo de la invencion es proporcionar una tecnica alternativa o complementaria para supervisar los signos vitales de un sujeto humano o animal.

Otro objetivo de la invencion es proporcionar una tecnica alternativa o una complementaria para supervisar la integridad de la conexion fluida entre los sistemas extracorporal y vascular y tambien preferiblemente con una robustez mejorada y/o una certeza incrementada de detectar un mal funcionamiento en la conexion fluida.

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Estos y otros objetivos, que apareceran a partir de la descripcion que sigue, se consiguen al menos en parte por medio de dispositivos, un metodo y un producto programa de ordenador de acuerdo con las reivindicaciones independientes, estando definidas las formas de realizacion de los mismos en las reivindicaciones dependientes.

Las formas de realizacion de la invencion se basan en la idea de que estos objetivos pueden lograrse mediante el procesamiento de las senales medidas por los sensores de presion en un sistema fluido extracorporeo en contacto con un sistema vascular de un sujeto, cuyas senales no habfan sido estimadas anteriormente posibles de extraer y/o interpretar y cuyas senales se ha encontrado ahora que contienen informacion valiosa. De este modo, las formas de realizacion de la invencion permiten la supervision de los signos vitales de un sujeto humano o animal mediante el procesamiento de una senal medida obtenida en una medicion de presion, recuperandose la senal medida desde un sistema fluido externo al sujeto, es decir un sistema fluido extracorporeo y conectado a un sistema vascular del sujeto. Correspondientemente, las formas de realizacion de la invencion permiten supervisar la integridad de una conexion fluida entre el sistema fluido extracorporeo y el sistema vascular de un sujeto, procesando dicha senal medida.

Las formas de realizacion de la invencion pueden, por ejemplo, utilizarse en conexion con tratamientos de la sangre, tal como la dialisis en diferentes formas.

Un dispositivo de acuerdo con la invencion se define en la reivindicacion 1. Un metodo de acuerdo con la invencion se define en la reivindicacion 15.

De acuerdo con la invencion, los datos de presion de un primer fenomeno fisiologico en el sujeto, que excluye el corazon del sujeto, se identifican en la senal medida. El primer fenomeno fisiologico resulta del sistema respiratorio en el sujeto.

El primer fenomeno fisiologico genera una o mas ondas de presion que se propagan desde el sistema vascular a traves de la conexion fluida en el sistema fluido extracorporeo al sensor de presion, que esta en contacto hidrostatico directo o indirecto con el fluido (por ejemplo sangre) en el sistema fluido extracorporeo. El sensor de presion genera un pulso de presion para cada onda de presion. De esta manera, un "pulso" es un conjunto de muestras de datos que definen un aumento o disminucion local (dependiendo de la implementacion) de la magnitud de la senal en la medicion en funcion del tiempo.

En otra variante, los datos de presion es una senal de supervision en funcion del tiempo, que se obtiene mediante el procesamiento de la senal medida para mejorar/facilitar la identificacion de los pulsos relevantes del primer fenomeno fisiologico, ya sea en el dominio del tiempo o en el dominio de la frecuencia. Por ejemplo, el procesamiento puede dar como resultado una supresion significativa o incluso la eliminacion de senales no deseadas o interferentes en la senal medida. Dichas senales no deseadas pueden incluir pulsos procedentes del generador de pulsos mecanico y/o pulsos procedentes del corazon del sujeto y/o pulsos procedentes de otros fenomenos fisiologicos en el sujeto. Despues de este procesamiento, se han extrafdo de o se han "aislado" de la senal medida uno o mas pulsos relevantes. Segun se utiliza en la presente memoria, "aislar los pulsos relevantes" indica que la senal medida se procesa hasta un punto en que los pulsos que se originan desde el primer fenomeno fisiologico pueden detectarse y analizarse en los datos de presion identificados. La senal medida puede ser procesada para excluir al menos significativamente los pulsos cardiacos y/o para excluir al menos significativamente otras senales no deseadas, tales como los pulsos que se originan desde el generador de pulsos mecanico. Por ejemplo, la senal medida puede ser filtrada en paso bajo para eliminar frecuencias por encima de aproximadamente 0,4, 0,45, 0,5, 0,55, 0,6, 0,65, 0,7, 0,75 o 0,8 Hz. En otro ejemplo, la senal medida puede ser filtrada en paso banda en al menos uno de los rangos de frecuencia de aproximadamente 0,15 Hz a aproximadamente 0,4 Hz, aproximadamente 0,04 Hz a aproximadamente 0,15 Hz y de aproximadamente 0,001 Hz a aproximadamente 0,1 Hz. En todavfa otro ejemplo, la senal medida es filtrada en paso alto para al menos eliminar frecuencias por debajo de aproximadamente 3-5 Hz y preferiblemente por debajo de aproximadamente 3,5-4 Hz, por ejemplo para aislar pulsos procedentes de contracciones musculares rapidas, movimientos y sonidos del abdomen e intestinos, el habla del sujeto, etc. Debe entenderse que la necesidad "de aislar los pulsos relevantes" no excluye que la senal supervisada incluya pulsos de uno o mas fenomenos fisiologicos adicionales, distintos del corazon, en el sujeto. Sin embargo, en ciertas formas de realizacion, la senal supervisada puede de hecho ser generada, en esencia, con componentes de senal solo a partir del primer fenomeno fisiologico.

En todavfa otra variante, los datos de presion son un valor del parametro que se extrae de la senal supervisada mencionada.

Despues de su identificacion, los datos de presion pueden ser procesados o utilizados con la finalidad de detectar y/o presentar y/o seguir y/o predecir una condicion no en orden en el sujeto. Alternativamente o adicionalmente, los

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datos de presion pueden ser procesados o utilizados con el proposito de determinar la integridad de la conexion fluida.

Las formas de realizacion de la presente invencion se aplican para procesar las senales medidas, tanto fuera de lmea como en lmea, es decir, tanto durante, por ejemplo, simultaneamente, y tras un tratamiento, como la dialisis, as^ como separadas de dicho tratamiento. La senal medida puede comprender datos brutos o datos preprocesados, por ejemplo filtrados para la reduccion del ruido de la senal. Las formas de realizacion de la presente invencion son aplicables a condiciones que implican fuentes particulares de ruido de senal y artefactos, tales como una bomba en funcionamiento. El procesamiento puede implicar, por ejemplo, el preprocesado que incluye la filtracion general de la senal, la eliminacion del ruido de senal particular (normalmente ruido de medicion) y artefactos de senal, tal como de una bomba en funcionamiento y el analisis de senal. Las formas de realizacion de la presente invencion son tambien flexibles, permitiendo de forma ventajosa medidas continuas asf como intermitentes.

Como una ventaja de las formas de realizacion de la presente invencion, las medidas continuas o intermitentes de la respiracion pueden proporcionarse directamente desde la circulacion extracorporea durante, por ejemplo, el tratamiento de la dialisis.

Las formas de realizacion de la invencion pueden ser beneficiosas para los pacientes sin vigilancia, por ejemplo, los pacientes que realizan dialisis en casa o los pacientes nocturnos con dotacion de personal limitada.

Las formas de realizacion de la invencion tambien permiten supervisar la integridad de la conexion fluida entre el sistema fluido extracorporeo y el sistema vascular con independencia de cualquier coincidencia de frecuencias entre los pulsos del corazon y los pulsos de los generadores de pulsos mecanicos en el sistema fluido extracorporeo. La supervision se basa en pulsos procedentes de la actividad respiratoria del sujeto que son desplazados en frecuencia y/o en tiempo a partir de los pulsos procedentes de los generadores de pulsos mecanicos.

Todavfa otros objetivos, caractensticas, aspectos y ventajas de la presente invencion apareceran a partir de la siguiente descripcion detallada, de las reivindicaciones adjuntas, asf como de los dibujos y apendices.

Breve descripcion de los dibujos

Las formas de realizacion de los conceptos de la invencion se describiran ahora con mas detalle con referencia a los dibujos esquematicos que se acompanan.

La Fig. 1 es una vista esquematica de un sistema general contenedor de fluido en el que puede usarse el procesamiento de datos de la invencion para filtrar una senal de presion.

La Fig. 2 es una representacion grafica de las senales respiratorias generadas/extrafdas de la senal medida y de un instrumento de referencia (capnografo) como una funcion del tiempo.

La Fig. 3 es otra representacion grafica de las senales respiratorias a partir de las senales medidas como una funcion del tiempo.

La Fig. 4 es un diagrama de flujo de un proceso de identificacion de senal de acuerdo con una forma de realizacion de la invencion.

La Fig. 5 es una representacion grafica de una senal respiratoria como una funcion del tiempo.

La Fig. 6 es una representacion grafica de una respuesta al trastorno respiratorio de ejemplo.

La Fig. 7 una representacion grafica de los parametros relacionados con la respiracion identificados en relacion con un trastorno respiratorio.

La Fig. 8 es una representacion grafica de un evento turbulento de la presion sangumea (BPT) en a) un sujeto sano y b) un sujeto con una mala respuesta cardiovascular.

La Fig. 9 es una representacion grafica de las senales respiratorias en conexion con un evento de turbulencia de la presion sangumea.

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La Fig. 10 es una representacion grafica de las senales respiratorias segun se miden en el lado de la presion venosa y arterial, respectivamente, en relacion con un evento de turbulencia de la presion sangumea.

La Fig. 11 es una vista esquematica de un sistema para tratamiento de la hemodialisis que incluye un circuito de flujo sangumeo extracorporeo.

Descripcion detallada de las formas de realizacion de ejemplo

En lo que sigue, las formas de realizacion se describiran con referencia a los sistemas que contienen fluidos, en general, y en relacion con un circuito de circulacion de sangre extracorporeo, en particular. Acto seguido, se describiran fenomenos fisiologicos y formas de realizacion para extraer senales indicativas de dichos fenomenos fisiologicos. A continuacion, se describen formas de realizacion de ejemplo para detectar trastornos basados en dichas senales extrafdas, asf como formas de realizacion de ejemplo para supervisar la integridad de una conexion fluida en base a dichas senales extrafdas. La invencion esta limitada a formas de realizacion caracterizadas por el fenomeno fisiologico que es una actividad respiratoria del sujeto, como se define en la reivindicacion independiente 1.

A lo largo de la siguiente descripcion, los elementos similares se designan con los mismos signos de referencia. GENERAL

La Fig. 1 ilustra una disposicion del fluido general en la que se establece una conexion fluida C entre un primer sistema contenedor de fluido S1 y un segundo sistema contenedor de fluido S2. La conexion fluida C puede o no transferir fluido de un sistema al otro. Un primer generador de pulsos 3 esta dispuesto para generar una serie de ondas de presion en el fluido dentro del primer sistema S1, y un segundo generador de pulsos 3' esta dispuesto para generar una unica, ocasional o una serie de ondas de presion en el fluido dentro del segundo sistema S2. Una unica onda de presion puede representar un estornudo, las ondas de presion ocasionales pueden representar una o mas toses y una serie de ondas de presion puede representar una respiracion regular o no regular. Uno o mas sensores de presion 4a-4c estan dispuestos para medir la presion de fluido en el primer sistema S1. Mientras la conexion fluida C este intacta, las ondas de presion generadas por el segundo generador de pulsos 3' viajaran desde el segundo sistema S2 al primer sistema S1 y, por consiguiente, los segundos pulsos procedentes del segundo generador de pulsos 3' seran detectados por el o los sensores de presion 4a-4c ademas de los primeros pulsos procedentes del primer generador de pulsos 3. Debe observarse que, cualquiera de los primer y segundo generadores de pulsos 3, 3' puede incluir mas de un dispositivo generador de pulsos. Ademas, cualquiera de dichos dispositivos generadores de pulsos puede o no ser parte del respectivo sistema contenedor de fluido S1, S2. El primer sistema de fluido puede ser un circuito de fluido extracorporeo, tal como un circuito de circulacion sangumea extracorporeo del tipo que se usa para dialisis, y el segundo sistema de fluido puede ser un sistema vascular, tal como el circuito sangumeo, de un sujeto. El segundo generador de pulsos 3' tambien puede denominarse como un fenomeno fisiologico, y se limita a una actividad respiratoria del sujeto, de acuerdo con la reivindicacion independiente 1.

La disposicion fluida de la Fig. 1 incluye ademas un dispositivo de vigilancia 25 que esta conectado a los sensores de presion 4a-4c. De este modo, el dispositivo de vigilancia 25 adquiere una o mas senales medidas que pueden o no ser dependientes del tiempo para proporcionar una representacion en tiempo real de la presion del fluido en el primer sistema S1. El dispositivo de vigilancia 25 supervisa el comportamiento de la actividad respiratoria de un sujeto y puede emitir una senal de alarma o aviso, y/o alertar un sistema de control del primer sistema S1, para tomar la accion apropiada. El dispositivo de vigilancia 25 puede o no procesar la(s) senal(es) medida(s) de forma continua (es decir, en lmea). La(s) senal(es) medida(s) puede(n) comprender tambien un conjunto o lote de senales medidas, extrafdas para su analisis posterior (es decir, fuera de lmea).

El dispositivo de vigilancia 25 supervisa opcionalmente la integridad de la conexion fluida C, basado en el principio de que la presencia de segundos pulsos indica que la conexion fluida C esta intacta, mientras que la ausencia de segundos pulsos indica que la conexion fluida C esta comprometida. La ausencia de segundos pulsos puede llevar al dispositivo de vigilancia 25 a emitir una senal de alarma o de aviso y/o alertar un sistema de control del primer o segundo sistemas contenedores de fluido S1, S2 para tomar la accion apropiada.

El dispositivo de vigilancia 25 puede, de esta manera, configurarse para procesar continuamente la(s) senal(es) medida(s) dependiente(s) del tiempo para determinar si segundos pulsos estan presentes o no. Normalmente, la determinacion implica analizar la(s) senal(es) medida(s), o una version preprocesada de la(s) misma(s), en el dominio del tiempo para calcular un valor de un parametro de evaluacion (es decir, un valor del parametro) que es indicativo de la presencia o ausencia de segundos pulsos en la(s) senal(es) medida(s). Dependiendo de la implementacion, el dispositivo de vigilancia 25 puede utilizar componentes digitales o componentes analogicos, o una combinacion de los mismos, para recibir y procesar la(s) senal(es) medida(s).

En el contexto de la presente descripcion, "ausencia" de un pulso puede implicar que el pulso haya desaparecido o al menos que ha disminuido en magnitud lo suficiente en comparacion con el pulso estimado como "presente". La

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evaluacion de la presencia o ausencia puede implicar calcular un valor del parametro de evaluacion en base a la(s) senal(es) medida(s) y comparar el valor del parametro con un valor fimite.

La Fig. 11 muestra un ejemplo de un circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20 del tipo que se usa para dialisis. El circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20 comprende un dispositivo de acceso para la extraccion de sangre en forma de una aguja arterial 1 y un segmento de tubo arterial 2 que conecta la aguja arterial 1 a una bomba de sangre 3 que puede ser de tipo peristaltico, segun se indica en la Fig. 11, o cualquier otro tipo adecuado, tal como una bomba de membrana. En la entrada de la bomba 3 hay un sensor de presion 4a (denominado en lo sucesivo sensor arterial) que mide la presion antes de la bomba 3 en el segmento de tubo arterial 2 (en forma de una "senal de presion arterial"). La bomba de sangre 3 fuerza la sangre, a traves de un segmento de tubo 5, al lado sangumeo de un dializador 6. Muchas maquinas de dialisis estan provistas adicionalmente de un sensor de presion 4b que mide la presion entre la bomba de sangre 3 y el dializador 6. La sangre es conducida a traves de un segmento de tubo 10 desde el lado sangumeo del dializador 6 a una camara de goteo venosa o camara de desaireacion 11 y de allf de vuelta al paciente a traves de un segmento de tubo venoso 12 y un dispositivo de acceso para la reintroduccion de sangre en forma de una aguja venosa 14. Se proporciona un sensor de presion 4c (denominado en lo sucesivo sensor venoso) para medir la presion en el lado venoso del dializador 6 (en forma de una "senal de presion venosa"). En el ejemplo ilustrado, el sensor de presion 4c mide la presion en la camara de goteo venosa. Tanto la aguja arterial como el cateter 1 y la aguja venosa o el cateter 14 se conectan al paciente a traves de un acceso al vaso sangumeo. El acceso al vaso sangumeo puede ser de cualquier tipo adecuado, por ejemplo, una fistula, una derivacion Scribner, un injerto, etc. Por simplicidad, la siguiente discusion supone que el acceso al vaso sangumeo es una fistula.

En relacion con la disposicion general en la Fig. 1, el circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20 corresponde al primer sistema contenedor de fluido S1, la bomba de sangre 3 (asf como a cualquier(cualesquiera) otra(s) fuente(s) de pulsos dentro o asociada(s) al circuito 20, tal como una bomba de solucion de dialisis, valvulas, etc.) corresponde al primer generador de pulsos 3, el sistema sangumeo del paciente corresponde al segundo sistema contenedor de fluido S2 y un fenomeno fisiologico del paciente corresponde al segundo generador de pulsos 3', que por consiguiente esta situado dentro o asociado con el sistema sangumeo del paciente. La conexion fluida C corresponde a una o ambas conexiones fluidas entre el acceso al vaso sangumeo y el dispositivo de acceso 1, 14.

En la Fig. 11, se proporciona una unidad de control 23, entre otros, para controlar el flujo sangumeo en el circuito 20 mediante el control de la velocidad de rotacion de la bomba de sangre 3. El circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20 y la unidad de control 23 pueden formar parte de un sistema para el tratamiento sangumeo extracorporeo, tal como una maquina de dialisis. Aunque no se muestra ni se discute mas adelante, debe entenderse que un aparato de este tipo realiza muchas otras funciones, por ejemplo, controlar la circulacion del fluido de dialisis, controlando la temperatura y la composicion del fluido de dialisis, etc.

En la Fig. 11, el dispositivo de vigilancia 25 comprende una parte de adquisicion de datos 28 para preprocesar la(s) senal(es) de entrada que incluye, por ejemplo, un convertidor A/D con una resolucion y frecuencia de muestreo mmimas requeridas, uno o mas amplificadores de senal, uno o mas filtros para eliminar los componentes no deseados de la(s) senal(es) de entrada, tales como el desplazamiento, el ruido de alta frecuencia y las perturbaciones de la tension de alimentacion.

En los ejemplos dados en la presente memoria, la parte de adquisicion de datos 28 comprende una tarjeta DAQ USB-6210 de National Instruments con una frecuencia de muestreo de 1 kHz y una resolucion de 16 bits, un circuito amplificador operacional AD620 circuito de Analog Devices, un filtro paso alto con una frecuencia de corte de 0,03 Hz (entre otros, para la eliminacion del desplazamiento de la senal) junto con un filtro paso bajo con una frecuencia de corte de 402 Hz (entre otros, para la eliminacion del ruido de alta frecuencia). Para obtener un tiempo de convergencia corto, se utiliza para los filtros un filtro de bajo orden. Ademas, la parte de adquisicion de datos 28 puede incluir un filtro pasa banda fijo adicional con frecuencias de corte superior e inferior para suprimir perturbaciones fuera del intervalo de frecuencias de interes.

Los datos preprocesados se proporcionan como entrada a una parte de procesamiento de datos 29 principal, que ejecuta el analisis de la senal inventiva.

Las formas de realizacion de la presente invencion utilizan el hecho de que la actividad respiratoria de un sujeto provoca variaciones en la presion sangumea del sujeto. Se ha comprobado que estas variaciones son conducidas, a su vez, a traves de la(s) conexion(es) fluidas, los segmentos de tubo, el fluido (sangre/aire) en los segmentos de tubo, cualquier camara de fluido intermedia (por ejemplo, la camara de goteo 11) y el fluido en la misma, a uno o mas transductores de presion en el circuito de circulacion sangumea extracorporeo. Mediante el analisis de senal es entonces posible extraer estas variaciones de presion, y entonces posteriormente, la velocidad de extraccion, la amplitud, la fase y la forma de las senales que representan los fenomenos. Esta informacion puede ser util, por

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ejemplo, al personal medico para observar la frecuencia respiratoria y la profundidad de respiracion de un sujeto.

La puesta en practica del analisis de senal puede realizarse mediante la ejecucion de un algoritmo de software en un ordenador, por ejemplo mediante filtros digitales, mediante filtros mecanicos, por ejemplo limitadores y volumenes de cumplimiento, o mediante electronicos, por ejemplo, filtros analogicos o circuitos digitales dedicados para este fin.

Los datos medidos, por ejemplo sobre la respiracion, la presion arterial y la regulacion de la temperatura pueden proporcionarse de manera ventajosa en lmea y de forma continua durante la circulacion extracorporea. Los datos medidos pueden determinarse a partir de informacion de los sensores obtenible de la mayona de los sistemas de tratamiento extracorporeos sin necesidad de materiales desechables adicionales o de hacer un acceso sangumeo adicional.

Las formas de realizacion de la presente invencion permiten la provision de los signos vitales, por ejemplo la frecuencia y amplitud respiratoria de un paciente, en particular durante el tratamiento de dialisis.

Las formas de realizacion de la presente invencion pueden ponerse en practica como un sistema, un metodo implementado por ordenador para identificar senales fisiologicas con otros ongenes que el corazon del sujeto. Esto se logra mediante el analisis de senales adquiridas desde un tubo/vaso en contacto hidrostatico directo con el cuerpo de un sujeto a traves, por ejemplo, de una aguja o de un cateter insertado en el acceso al vaso sangumeo de un sujeto.

La senal fisiologica relevante para la invencion se origina a partir de la respiracion de un sujeto o proviene de senales relacionadas con la regulacion autonoma del cuerpo del sujeto. El rango de frecuencia de la respiracion es de aprox. 0,15-0,4 Hz, con frecuencias centradas alrededor de aprox. 0,25 Hz.

En aras de la simplicidad, la siguiente descripcion se referira a la campo de la dialisis sin excluir un alcance mas amplio de las aplicaciones. Se asumira que las senales del sistema que son sometidas al analisis son suministradas por sensores de presion en el lado venoso y/o arterial de la lmea sangumea (veanse los sensores 4c y 4a, respectivamente, en la Fig. 11) durante una tratamiento de dialisis. Sin embargo, se puede prever que se puedan usar otros tipos de sensores, por ejemplo, sensores opticos, tales como un sensor de foto-pletismograffa (PPG), sensores de desplazamiento, tales como medidores de deformacion y acelerometros, siempre que estos transmitan informacion equivalente sobre senales fisiologicas relevantes del paciente.

La Fig. 4 es un diagrama de flujo que ilustra etapas de un proceso de analisis de senal 400 ejecutado por el dispositivo de vigilancia 25 de acuerdo con una forma de realizacion de la presente invencion. Se inicia con la recepcion de una senal medida 401, por ejemplo de los sensores de presion venosa o arterial, que comprende varios componentes de senal inducidos por presion. El proceso de analisis de senal puede dividirse en una parte de preprocesamiento 402, una parte de extraccion de senal 403 y una parte de analisis 404. La parte de preprocesamiento 402 incluye la eliminacion o reduccion del ruido de la senal, por ejemplo, el ruido de medicion y el desplazamiento de senal, segun se detalla en la seccion anterior relativa a la parte de adquisicion de datos 28. La parte de extraccion de senal 403 implica la eliminacion o reduccion de los artefactos de presion procedentes de los generadores de pulsos en el sistema fluido extracorporeo y el aislamiento de datos de presion procedentes de un fenomeno fisiologico relevante. En el contexto de la presente descripcion, "aislamiento de datos de presion" 405 indica un proceso de generacion de una senal dependiente del tiempo (tambien denominada senal de supervision en la presente memoria) que esta libre o, en esencia, libre de modulaciones de presion provocadas por cualesquiera fenomenos fisiologicos no deseados. Dichos fenomenos fisiologicos no deseados pueden variar entre diferentes aplicaciones, pero generalmente incluyen al menos los latidos cardfacos. La eliminacion del ruido de la senal y el desplazamiento de la senal (vease la parte 402), asf como la eliminacion de los artefactos de presion, pueden incluirse en los algoritmos para el aislamiento de los datos de presion. Por ejemplo, la senal medida puede ser filtrada en paso de banda o filtrada en paso bajo para aislar una senal de respiracion, de tal manera que el ruido de senal y/o el desplazamiento de senal y/o los artefactos de presion se eliminen de la senal medida. La eliminacion de los artefactos de presion puede de esta manera realizarse antes, despues o durante el aislamiento de datos de presion.

En una etapa de pre-analisis 406 de la parte de analisis 404, una o mas algoritmo(s) de analisis de senal espedfico(s) se aplican para la extraccion de, por ejemplo, la velocidad, la amplitud y la fase del fenomeno fisiologico relevante. En una etapa posterior al analisis 408, basada en uno o mas criterios predeterminados, la salida 407 del(de los) algoritmo(s) de analisis de senal se analiza(n), por ejemplo, mediante reconocimiento de patrones, para senales de diferentes trastornos de caracter fisiologico o de sistema, por ejemplo la indicada por la deteccion de un trastorno en la etapa 409 y la deteccion de la integridad de la conexion fluida en la etapa 410. El resultado de la etapa 409 se puede presentar, por ejemplo, mostrar en pantalla, al personal medico y puede ser util en la observacion, por ejemplo, de la frecuencia respiratoria y la profundidad de respiracion de una paciente para

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detectar, rastrear o predecir los trastornos y posiblemente tomar una accion correctiva.

Normalmente, la presion sangumea arterial se modula en 4 mm Hg a 6 mm Hg de una manera en forma de onda durante la respiracion. La respiracion profunda puede dar lugar a una variacion de la presion sangumea de 20 mm Hg.

La modulacion inducida por la respiracion de la presion sangumea arterial en el sujeto tiene varias razones:

- "Intercomunicacion" entre las diferentes partes del sistema de control simpatico del cerebro. Las senales del centro respiratorio se reparten al centro que controla el estado vasomotor que provoca las variaciones de la presion sangumea, refiriendose el vasomotor a las acciones sobre un vaso sangumeo que altera su diametro mediante contraccion y dilatacion.

- La respiracion modula la frecuencia cardfaca que modula el gasto cardfaco y la presion arterial.

- La modulacion del gasto cardfaco debida a las variaciones de la presion en la cavidad toracica durante la respiracion. En la inspiracion el ventnculo izquierdo del corazon es aprovisionado con un volumen de sangre menor, ya que mas sangre esta contenida en los vasos sangumeos en el pecho a expensas del volumen de bombeo del corazon. La presion sangumea cambiara entonces segun vane el gasto cardfaco.

- La excitacion de los barorreceptores del corazon debida a la respiracion. Esto provocara que la modulacion de la presion sangumea desde el sistema simpatico respondera a la extension de los barorreceptores cambiando la presion sangumea.

- El cambio de presion hidrostatica debido a la subida y la cafda del pecho durante la respiracion de un sujeto en posicion supina. En la inspiracion del centro de gravedad se eleva lo que provoca un aumento de presion.

La Fig. 2 ilustra las senales de respiracion smcronas desde la vena 201 (lmea de puntos) y desde la arteria 202 (lmea de trazos) generadas mediante el proceso de extraccion de senal (vease. 402-403 en la Fig. 4) de las senales de presion arterial y venosa registradas durante un tratamiento de dialisis por los sensores de presion venosa y arterial (vease. 4c, 4a en la Fig. 11). Una "senal respiratoria", segun se utiliza rn la presente memoria, indica una senal que representa/refleja los ciclos repetitivos de inhalacion y exhalacion de un sujeto. La tercera curva 203 (lmea continua) muestra una referencia de la senal de respiracion proporcionada por un dispositivo capnografico externo en base a la medicion de CO2 del flujo respiratorio. La Fig. 3 es una representacion grafica similar de las senales respiratorias de la Fig. 2 y muestra que la amplitud de las senales respiratorias 201, 202 extrafdas de las senales de presion venosa y arterial, respectivamente, cambian en concordancia con la profundidad de la respiracion dada por la senal capnografica 203.

Las oscilaciones vasomotoras aparecen en la presion sangumea en ciclos con una longitud de aproximadamente 7 segundos a aproximadamente 26 segundos y una amplitud de aproximadamente 10 mm Hg a aproximadamente 40 mm Hg. El fenomeno es provocado por la autoscilacion del sistema de control simpatico para la presion sangumea con los barorreceptores como senales de entrada.

La Fig. 5 muestra la modulacion 501 de una senal respiratoria 502 a partir de la senal de presion venosa medida por el sensor de presion 4c de la Fig. 11 debida a la oscilacion de un sistema de control autonomo en el rango de frecuencia de la regulacion de la temperatura.

En el caso mas simple de analisis de senal de presion, ninguna bomba u otra fuente de artefactos de presion estan presentes en el circuito fluido extracorporeo conectado al sujeto durante la adquisicion de datos. Por ejemplo, la bomba puede haber sido desconectada.

En el caso general, sin embargo, una o mas bombas estan funcionando u otras fuentes de artefactos dclicos o no dclicos, repetitivos o no repetitivos estan presentes durante la adquisicion de datos. La informacion sobre las alteraciones dclicas puede conocerse a partir de fuentes externas, por ejemplo, otros sensores o controladores, o puede estimarse o reconstruirse a partir de los parametros del sistema, por ejemplo, el caudal sangumeo.

Los artefactos de presion dclicos pueden proceder del funcionamiento de una bomba peristaltica, el accionamiento repetitivo de valvulas, los movimientos de membranas en el equilibrio de camaras. De acuerdo con los hallazgos en relacion con la presente invencion, los artefactos tambien pueden originarse a partir de resonancia mecanica de los componentes del sistema, tales como los movimientos de balanceo de lmea sangumea energizada por ejemplo, mediante una bomba. Las frecuencias de los movimientos de la lmea sangumea estan dadas por las longitudes de

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los tubos y los armonicos de los mismos y por el batimiento entre cualquiera de las frecuencias involucradas, es dedr, entre las diferentes autoscilaciones y frecuencias de bombeo. Estas frecuencias pueden diferir entre las lmeas venosa y arterial. La fijacion mecanica de las lmeas sangumeas y otros componentes libres puede remediar el problema de la resonancia mecanica. Alternativamente, un operador puede ser instruido para tocar o sacudir las lmeas sangumeas para identificar frecuencias naturales asociadas con las lmeas sangumeas, informacion que puede ser utilizada en el analisis para una mejor eliminacion de los componentes que no pertenecen a los datos de presion de interes.

Los ejemplos de artefactos no dclicos son el movimiento del sujeto, el accionamiento de valvulas, los movimientos de tubos, etc.

A continuacion, se explicaran brevemente diferentes tecnicas para la extraccion de senal (vease 403 en la Fig. 4). EXTRACCION DE SENAL

A continuacion, se describiran formas de realizacion para la eliminacion de diferentes artefactos. A continuacion, se describen formas de realizacion para el aislamiento de los datos de presion procedentes de la actividad respiratoria del sujeto.

Los datos de presion a extraerse no se limitan a un solo fenomeno fisiologico y pueden proceder de uno o mas fenomenos fisiologicos, excluyendo el corazon.

Eliminacion de artefactos

La eliminacion de artefactos puede proporcionarse mediante:

- El control de un generador de pulsos en el sistema fluido extracorporeo, tal como una bomba

- Mediante la desconexion temporal el generador de pulsos, o

- Mediante el cambio de la frecuencia del generador de pulsos;

- El filtrado pasa bajo, pasa banda o pasa alto;

- El analisis espectral y el filtrado en el dominio de la frecuencia;

- El filtrado de dominio del tiempo.

El control de un generador de pulsos

Los artefactos de un generador de pulsos, tales como un dispositivo de bombeo, en el circuito de circulacion sangumea extracorporeo pueden evitarse mediante la desconexion temporal del generador de pulsos, o mediante el cambio de la frecuencia del generador de pulsos lejos de las frecuencias de la actividad respiratoria.

Con referencia espedfica a la utilizacion de los datos de presion para la deteccion de la integridad (vease. La etapa 410 de la Fig. 4), los artefactos se pueden eliminar mediante el control de retroalimentacion con respecto a la senal fisiologica relevante, es decir, una senal respiratoria, de una fuente independiente, por ejemplo un instrumento capnografico. Dicho control de realimentacion puede, por consiguiente, ser utilizado para establecer la frecuencia de bombeo de manera optima para la deteccion de la senal fisiologica relevante en la senal de presion. Por ejemplo, la unidad de control 23 de la Fig. 11 puede operarse para ajustar la frecuencia de bombeo sobre la base de una senal externa con el fin de facilitar la deteccion de la senal fisiologica relevante, es decir, la frecuencia de bombeo se controla para minimizar la coincidencia en frecuencia entre la bomba y el fenomeno fisiologico de relevancia.

Eliminacion del artefacto mediante la aplicacion de filtros paso bajo, paso banda o paso alto

La senal medida puede proporcionarse a un filtro, por ejemplo, digital o analogico, con las caractensticas de frecuencia adecuadas, tales como el rango de frecuencia y/o el centro del rango de frecuencia, que corresponde a un generador de pulsos, tal como una bomba, en el circuito extracorporeo. Por ejemplo, en un caso en el que el generador de pulsos, tal como una bomba, opera dentro del rango de frecuencias de 1 Hz, un filtro paso bajo adecuado puede aplicarse con el fin de obtener la frecuencia del fenomeno fisiologico por debajo de 1 Hz. En consecuencia, un filtro paso alto puede aplicarse para obtener un fenomeno fisiologico con frecuencia mas alta que el generador de pulsos.

El analisis espectral y filtrado en el dominio de la frecuencia

Con el analisis espectral, la deteccion y eliminacion de picos de amplitud en un espectro puede, por ejemplo realizarse mediante metodos de la transformada rapida de Fourier (FFT). Alternativamente, la eliminacion puede lograrse mediante la aplicacion de un filtro de rechazo de banda o similar en una o mas frecuencias identificadas por un metodo FFT o similares.

Filtrado en el dominio del tiempo

La eliminacion del artefacto mediante el filtrado en el dominio del tiempo se describe con mas detalle y se ejemplifica en el Apendice A. Ademas del Apendice A, tambien se hace referencia a la publicacion PCT del solicitante WO2009/156175.

Aislamiento de los datos de presion de un fenomeno fisiologico

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El aislamiento de los datos de presion procedentes de un fenomeno fisiologico relevante (vease. 405 en la Fig. 4) puede ser proporcionado por cualquier o una combinacion de:

- Filtrado paso bajo, paso banda o paso alto;

- El analisis espectral y el filtrado en el dominio de la frecuencia; o

- El filtrado en el dominio del tiempo.

Aislamiento de datos de presion mediante la aplicacion de filtros paso bajo, paso banda o paso alto

La senal medida puede proporcionarse a un filtro, por ejemplo, digital o analogico, con las caractensticas de frecuencia adecuadas, tales como el rango de frecuencia y/o el centro del rango de frecuencia, que correspondan a una senal del fenomeno fisiologico relevante en donde, por ejemplo, en el caso del aislamiento se refiere a:

- La respiracion, se permitira pasar el filtro a un rango de frecuencias de aprox. 0,15-0,4 Hz.

El analisis espectral y filtrado en el dominio de la frecuencia

Aislamiento de datos de presion mediante filtrado en el dominio del tiempo

La senal de interes puede extraerse de la senal de presion como una senal de error de un filtro adaptativo. El filtro adaptativo se alimenta tanto con la senal medida como con un perfil de senal predicho de una perturbacion dclica. La perturbacion dclica puede provenir de cualquier fenomeno fisiologico no deseado (por ejemplo, la pulsacion del corazon). En particular, un perfil de presion reconstruida procedente del corazon puede introducirse al filtro adaptativo. Esta y otras tecnicas de filtrado en el dominio del tiempo para la eliminacion de los componentes de senal no deseados de una senal medida se describen adicionalmente y se ejemplifican en el Apendice A. Aunque el Apendice A se refiere a la eliminacion de primeros pulsos procedentes de un generador de pulsos en un circuito extracorporeo, tal como un dispositivo de bombeo, es igualmente aplicable para la eliminacion de los primeros pulsos que proceden de fenomenos fisiologicos no deseados, siempre que se pueda obtener un perfil de senal predicho de los primeros pulsos. El experto en la tecnica se da cuenta de que un perfil de senal predicho asf puede obtenerse en cualquiera de las formas descritas en el Apendice A. Ademas de al Apendice A, tambien se hace referencia a la publicacion PCT del solicitante WO2009/156175.

Algunas de las tecnicas de filtrado descritas anteriormente pueden lograrse de forma automatica mediante el muestreo descendente en el filtro antialiasing incluido en un algoritmo de procesamiento de senal de muestreo descendente. Ademas, algunas de las tecnicas de filtrado descritas anteriormente tambien pueden lograrse directamente con hardware, por ejemplo, con la conversion analogica a digital mediante la eleccion de una frecuencia de la muestra apropiada, es decir, debido al filtro antialiasing que se aplica antes del muestreo.

DETECCION DE TRASTORNOS

Esta seccion se refiere a la deteccion, la presentacion, el rastreo y la prediccion de diferentes trastornos fisiologicos, tales como la apnea del sueno, la hiperventilacion, la tos, etc (vease. 409 en la Fig. 4). Se basa en el analisis de la senal fisiologica que se extrae de una senal de presion adquirida a partir de un sistema fluido extracorporeo.

En un nivel general, la deteccion, la presentacion, el rastreo y la prediccion de trastornos fisiologicos puede implicar el calculo de un valor del parametro de evaluacion basado en los datos de presion aislados que resultan de la extraccion de la senal antes mencionada. El valor del parametro de evaluacion se analiza a continuacion, como parte de un proceso para la deteccion de un trastorno fisiologico. Segun se utiliza en esta memoria, "rastrear" indica un proceso de determinar/tender continua o intermitentemente un fenomeno fisiologico segun se refleja en los datos de presion aislados como tales o mediante los valores valor del parametros absolutos/relativos extrafdos de los datos de presion aislados. Segun se utiliza en esta memoria, "prediccion de un trastorno" puede implicar notificar el trastorno de antemano y/o estimar un riesgo para el trastorno de existir o emerger.

Diferentes tecnicas para calcular un valor del parametro de evaluacion de este tipo, se describen adicionalmente y se ejemplifican en el Apendice B, en el que los datos de presion aislados corresponden a una senal supervisada en funcion del tiempo que se obtiene mediante el procesamiento de al menos una senal medida para eliminar esencialmente los primeros pulsos (por ejemplo, pulsos de bombeo) al tiempo que se retienen los segundos pulsos (por ejemplo, pulsos cardfacos). En el Apendice B, la senal supervisada dependiente del tiempo resultante puede ser sometido a un analisis en el dominio del tiempo que da lugar a un valor del parametro de evaluacion que se utiliza para supervisar la integridad de una conexion fluida entre el sistema vascular de un paciente y un circuito de circulacion sangumea extracorporeo. Todas las tecnicas descritas en el Apendice B con respecto al procesamiento de senal y la evaluacion de los pulsos cardiacos, que incluyen el uso de la informacion de temporizacion, son igualmente aplicables para evaluar otros fenomenos fisiologicos, tales como la respiracion, la regulacion autonoma

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de la temperatura corporal y la regulacion autonoma de la presion sangumea o combinaciones de los mismas, con el proposito de detectar diferentes trastornos fisiologicos. Ademas de al Apendice B, tambien se hace referencia a la publicacion PCT del solicitante WO2009/156174.

Por supuesto, hay otras tecnicas para calcular el valor del parametro de evaluacion, que incluyen otros tipos de analisis en el dominio del tiempo, as^ como diferentes tipos de analisis en el dominio de la frecuencia, por ejemplo, segun se indica a continuacion.

Otros factores, tales como la historia medica del paciente, por ejemplo, el estado del corazon, la presion sangumea y la frecuencia cardfaca tambien pueden utilizarse para mejorar el rendimiento de la deteccion y supervision de los diferentes trastornos fisiologicos.

Las siguientes secciones describen una gama de diferentes trastornos fisiologicos que pueden ser detectados en las senales de presion arterial o venosa. A menos que se mencione espedficamente, se supone que hay un interes medico de deteccion o supervision de estos trastornos para fines de diagnostico, por seguridad y por vigilancia.

Un trastorno respiratorio es el trastorno de respiracion periodica, lo que significa que un sujeto respira profundamente por algun tiempo de una manera repetitiva e inmediatamente despues de eso solo un ligeramente o nada en absoluto. Un tipo de respiracion periodica se llama la respiracion de Cheyne-Stokes. La Fig. 6 muestra un ejemplo de respiracion de Cheyne-Stokes 603, y tambien muestra como la presion P(CO2) 160 en la sangre pulmonar (pulmon) y los cambios retrasados de la presion P(CO2) 162 de los fluidos del centro respiratorio del cerebro excitan el centro respiratorio 605 que causa una afeccion de respiracion profunda 604. Puede ser causada por un retardo demasiado largo en el transporte de la sangre, por ejemplo debido a la insuficiencia cardiaca, desde los pulmones al centro respiratorio del cerebro para permitir al control de retroalimentacion funcionar correctamente. Problemas funcionales del centro respiratorio debidos, por ejemplo, a danos cerebrales pueden tambien ser una razon para la respiracion periodica.

La respiracion periodica y el ciclo de la misma pueden de acuerdo con la presente invencion detectarse tanto en el dominio del tiempo como de la frecuencia a traves de, por ejemplo, filtrado, deteccion de envolvente, por ejemplo, la transformada de Hilbert o coincidencia de patrones.

Otros trastornos respiratorios incluyen la apnea (o apnea) que puede clasificarse como respiracion detenida durante al menos 10 segundos y la hipopnea que puede clasificarse como reduccion del volumen de respiracion de > 50%, pero < 100%, durante lo menos 10 segundos con una reduccion > 4% de la saturacion de oxfgeno de la sangre. La hipopnea es un trastorno que implica episodios de respiracion excesivamente poco profunda o una frecuencia respiratoria anormalmente baja. Esto difiere de la apnea en que aun queda algo de flujo de aire. Los sucesos de hipopnea pueden ocurrir mientras se esta dormido o mientras se esta despierto.

La apnea del sueno puede manifestarse como repeticion de un cierto patron de respiracion. Esto se puede ver en las tres curvas de la Fig. 7 que representan el flujo de aire 701, los movimientos del torax 702 y del abdomen 703, respectivamente. Dos tipos principales de apnea se denominan como central y obstructiva, indicados CA y OA en la Fig. 7. N indica la respiracion normal. La apnea central es provocada por un mal funcionamiento del centro respiratorio del cerebro, mientras que la apnea obstructiva es provocada por la obstruccion de la via respiratoria del paciente durante el sueno.

Mediante la identificacion de esta clase de patron en la senal respiratoria proporcionada por el analisis de la senal de presion, se puede detectar la apnea. La norma de deteccion de la apnea del sueno o la hipopnea puede, por ejemplo ser definida como igual a o mas de 5 episodios de apnea o hipopnea por hora de sueno.

Ademas, los pacientes en situaciones graves, que amenazan la vida, por ejemplo, despues de una sobredosificacion del medicamento a base de opiaceos u otros farmacos depresores del sistema nervioso central (SNC), pueden detener la respiracion o reducir la frecuencia respiratoria notablemente. Los pacientes que no son observados constantemente, por ejemplo, los pacientes que realizan tratamientos de dialisis en casa, pueden ser ayudados a salir de situaciones peligrosas si la respiracion detenida puede detectarse automaticamente. Una norma de deteccion de la hipoventilacion puede estar relacionada con la frecuencia, por ejemplo, establecerse en el rango de frecuencias por debajo de la respiracion normal, por ejemplo, aprox. 0.15Hz, siempre y cuando que esta condicion haya prevalecido al menos por un penodo de cierta duracion, por ejemplo, aprox. 30 s. La baja amplitud de la senal respiratoria tambien puede ser utilizada como un indicador de hipoventilacion por sf misma o en combinacion con la norma de deteccion relacionada con la frecuencia.

Las enfermedades cardiacas, tales como la angina de pecho, la hipertrofia ventricular izquierda, el derrame cerebral o la insuficiencia cardfaca congestiva se expresan a veces a traves del ritmo cardiaco irregular, latidos ectopicos y

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tos. En caso de no disponer de vigilancia del corazon, por ejemplo, con electrocardiograms (ECG), la identificacion de la tos se utiliza a menudo como marcador clmico de las enfermedades cardiacas en pacientes en dialisis. La tos intensa tambien puede indicar una infeccion o una reaccion alergica, lo que tambien es valido para los estornudos.

La tos y los estornudos pueden influir en las mediciones fisiologicas obtenidas de instrumentos externos, por ejemplo, se sabe que la tos introducira errores en una senal PPG (por ejemplo, medida con un oxfmetro de pulso). Por consiguiente, la deteccion de la tos o el estornudo tambien puede utilizarse en procedimientos de correccion de errores y artefactos en otras mediciones fisiologicas. Por ejemplo, se sabe que toser puede inducir falsas alarmas en un metodo basado en PPG para la prediccion de la hipotension. En una forma de realizacion de la presente invencion, la deteccion de la tos y los estornudos pueden, de esta forma, utilizarse tambien para reducir el numero de falsas alarmas en los metodos basados en PPG para la prediccion de la hipotension.

El reflejo de toser y estornudar comprende una rapida inspiracion de aire, hasta 2,5 litros, seguido de una contraccion forzada de los musculos abdominales y espiratorios provocando un rapido aumento de la presion en los pulmones (> 100 mm Hg) antes que el aire sea expulsado a alta velocidad. Las variaciones de presion pulmonar de las dos fases de inspiracion y expiracion provoca los cambios en la presion arterial, lo que se observa en las mediciones de presion de un circuito extracorporeo. Toser y estornudar pueden, por ejemplo, detectarse como una alteracion de la senal respiratoria normal mediante picos de presion no dclicos mayores de ciertos lfmites y con una duracion dentro de un cierto rango o mediante la coincidencia de patrones con perfiles de presion individualizados o normalizados que representen toser o estornudar.

Los pacientes en situaciones de tension, por ejemplo, que sufren de un ataque de panico, pueden respirar a mayor frecuencia, lo que puede dar lugar a la hiperventilacion. Tambien puede ocurrir como consecuencia de diferentes enfermedades pulmonares, lesiones en la cabeza, derrame cerebral y diferentes trastornos respiratorios, por ejemplo, hiperventilacion neurogenica central, respiracion apneustica, respiracion ataxica, respiracion de Cheyne- Stokes o respiracion de Biot. Tambien, en el caso de acidosis metabolica, el cuerpo utiliza la hiperventilacion como un mecanismo de compensacion para disminuir la acidez de la sangre. Los pacientes en dialisis, por ejemplo, pueden sufrir de acidosis que puede desencadenar la hiperventilacion.

La hiperventilacion esta vinculada con un riesgo aumentado de perturbaciones de la qmmica de la sangre (pCO2, pH y pO2), ya que causa la reduccion de la concentracion de dioxido de carbono de la sangre por debajo de su nivel normal, lo que, a su vez, eleva el valor de pH de la sangre, haciendola mas alcalina. La qmmica de la sangre alcalina puede iniciar la constriccion de los vasos sangmneos que irrigan el cerebro y pueden evitar el transporte de ciertos electrolitos necesarios para la funcion del sistema nervioso.

La hiperventilacion puede, pero no siempre, provocar smtomas como entumecimiento u hormigueo en las manos, pies y labios, vertigo, mareo, dolor de cabeza, dolor en el pecho, dificultad para hablar y a veces desmayos.

La hiperventilacion puede por ejemplo evidenciarse si la frecuencia de la senal respiratoria generada a partir de analisis de la presion es mayor que el rango superior normal, por ejemplo aprox. 0,4 Hz y, en particular aprox. 0.8 Hz.

Los ataques de asma son provocados por la congestion en el tracto pulmonar, lo que reduce particularmente la capacidad de un sujeto para agotar el aire de sus pulmones. El flujo y la frecuencia de ventilacion se reducen mientras que el esfuerzo de respiracion se incrementa. El ciclo de la respiracion es, por tanto, claramente perturbado, lo que puede ser detectado como una frecuencia respiratoria anormal con, por ejemplo la inspiracion relativamente mas corta en comparacion con la expiracion. La inusualmente alta amplitud de presion durante la fase de expiracion prolongada tambien puede utilizarse para la deteccion de los ataques de asma.

Un trastorno adicional que puede ser detectado en una forma de realizacion no cubierta por la invencion es la epilepsia, que es un trastorno neurologico cronico comun caracterizado por convulsiones recurrentes no provocadas. Estas convulsiones son signos y/o smtomas transitorios de la actividad neuronal anormal, excesiva o smcrona en el cerebro. Las convulsiones pueden provocar cambios involuntarios en el movimiento o funcion del cuerpo, la sensacion, la conciencia o el comportamiento. Espedficamente, puede incluir series de contracciones musculares involuntarias debidas al estiramiento repentino del musculo. Estas pueden afectar la presion sangumea del sujeto (por ejemplo, mediante la elevacion o la modulacion ntmica), que a su vez puede cambiar la presion venosa y arterial en el circuito extracorporeo. Una convulsion puede durar desde unos pocos segundos hasta el estado epileptico, un estado grave con una convulsion continua que no se detiene sin intervencion.

Es claro que la respiracion normal se interrumpe tambien cuando el sujeto esta hablando o esta tomando una comida. Las senales medidas/respiratorias correspondientes no muestran un patron definido, sin embargo, pueden ser detectadas, por ejemplo, mediante el analisis estadfstico de patrones con metodos estadfsticos multivariantes o

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con extraccion adicional de la senal, externa o interna, por ejemplo, con un microfono o un sensor de volumen sangumeo (se sabe que el volumen sangumeo se reduce en respuesta a la ingesta de alimentos). La deteccion del habla o de la ingesta de alimentos puede realizarse para evitar que la senal medida se utilice para la deteccion de un trastorno durante dicha habla/ingesta de alimentos. Alternativa o adicionalmente, la presencia del habla puede detectarse mediante el analisis de la senal medida en la region de frecuencia por encima de aproximadamente 3,5 a 4 Hz, normalmente por encima de aproximadamente 100 Hz. Para mayor seguridad, puede ser necesario que las senales del habla correspondientes se encuentren en las senales medidas con los sensores de presion plural, por ejemplo, los sensores de presion venosa y arterial 4a, 4c de la Fig. 4.

Los niveles de senal en las senales de presion venosa y arterial pueden cambiar rapidamente debido a otros mecanismos fisiologicos. La contraccion de los musculos abdominales provoca aumento de la presion sangumea y por lo tanto tambien un aumento intermitente en los niveles de senal de las senales de presion venosa y arterial. Un ejemplo medicamente relevante de esto es el vomito, que puede ser identificado como una respiracion profunda seguida de fuertes contracciones de los musculos abdominales y la reduccion del diafragma. Aunque no es cubierto por la presente invencion, la deteccion de fuertes ataques de hipo repetitivo tambien puede ser de interes. Esta clase de fenomenos reflejos controlados tienen patrones tfpicos que permiten la deteccion mediante la concordancia con patrones estandar.

Un trastorno que es detectado durante la dialisis, en particular, la dialisis nocturna, puede ser comunicado automaticamente al personal clmico directamente o almacenado en un sistema informatico para la supervision fuera de lmea, el diagnostico o con fines estadfsticos. Tambien se puede proporcionar como retroalimentacion directamente al paciente, al personal medico y/o al sistema maquina para contrarrestar el trastorno.

Por ejemplo, si el paciente no puede ser observado constantemente durante, por ejemplo, un tratamiento de dialisis, puede ser beneficioso identificar un patron de desviacion de la respiracion tal como tos, apnea o la epilepsia a traves de la deteccion automatica en la maquina de dialisis. El personal medico puede ser notificado directamente a traves de una senal de alerta o indirectamente como informacion enviada por un canal de comunicacion, tal como a un servidor para su posterior recuperacion.

Una alerta o alarma puede ser emitida en la deteccion de una desviacion de un patron fisiologico normal, tal como la respiracion, de un paciente, por ejemplo, cuando la duracion de un ataque de asma, tos o apnea excede un lfmite predeterminado o si se detecta el vomito.

Deteccion de latidos ectopicos acompanados por turbulencia de la presion sangumea (BPT)

Una forma de realizacion no cubierta por la presente invencion se refiere a un metodo para detectar eventos de latidos cardfacos ectopicos acompanados por turbulencia de la presion sangumea (BPT) mediante la supervision de la senal fisiologica generada mediante el proceso de extraccion de senal de la(s) senal(es) de presion adquirida(s) de forma continua desde un circuito extracorporeo. Por lo tanto, no hay necesidad de instrumentos externos para las medidas de la presion sangumea para detectar eventos BPT, ni se necesitan instrumentos externos para supervisar el corazon para contar la presencia de latidos ectopicos (tambien indicados EBC) que generan el evento BPT.

La presion sangumea de un sujeto se modula directamente despues de un episodio de latido ectopico ventricular (VEB). La Fig. 8 muestra la respuesta de la presion sangumea despues de un VEB, es decir, la respuesta de la presion sangumea 801 a un VEB en un sujeto sano y la respuesta de la presion sangumea 802 a un VEB en un paciente con miocardiopatfa dilatada idiopatica.

La Fig. 9 muestra un evento de BPT que tiene lugar durante un tratamiento de dialisis. Un dispositivo capnografico se utiliza para proporcionar una senal de referencia o de punto de referencia de la respiracion Pb, y una senal de referencia o de punto de referencia de las pulsaciones cardfacas Ph se genera mediante un oxfmetro de pulso. El proceso de extraccion de senal de una senal de presion venosa del circuito extracorporeo da lugar a una senal de presion Pv que afsla los datos de presion que se originan en el sistema respiratorio y el sistema autonomo para la regulacion de la presion sangumea en el paciente. Un VEB, indicado con una flecha en la Fig. 9, se ve como un retraso prolongado entre los latidos normales del corazon. Una secuencia de turbulencia de presion viene inmediatamente despues del VEB y puede ser identificada en la senal de presion aislada Pv. Para ser mas precisos, la senal de presion aislada Pv reflejara la respiracion hasta el momento del VEB. Despues del VEB, la senal de presion aislada Pv reflejara los efectos combinados de la respiracion y la BPT, y despues que el evento BPT se haya desvanecido (despues de aproximadamente 15 segundos en la Fig. 9), solo permanece la respiracion. La Fig. 9 ilustra que los eventos BPT pueden ser detectados en la senal de presion aislada Pv, incluso con la presencia de una senal respiratoria. Debe entenderse que la senal de presion venosa se puede procesar para la eliminacion de la senal respiratoria, asf como, para aislar los datos de presion solo desde el sistema autonomo para la regulacion de la presion sangumea.

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La Fig. 10 ilustra senales de presion aislada Pv, Pa obtenidas durante un evento BPT mediante el proceso de extraccion de senal de una senal de presion venosa y una senal de presion arterial, respectivamente, a partir de los sensores de presion en un circuito extracorporeo. Segun se muestra, las senales de presion aisladas comprenden tanto componentes de la respiracion como BPT. Esta figura ilustra que las medidas de presion a partir de tanto sitios venosos como arteriales pueden utilizarse para detectar eventos BPT durante la circulacion extracorporea. Opcionalmente, la componente BPT puede aislarse mediante la eliminacion de la componente de la respiracion.

La deteccion del evento BPT puede hacerse de diferentes maneras, por ejemplo:

- Mediante filtrado paso banda de la las senales de presion venosa y/o arterial, ya que el contenido espectral de la BPT esta en el rango de baja frecuencia de aprox. 0,04-0,15 Hz, con frecuencias normalmente centradas alrededor de aprox. 0.1 Hz.

- Mediante correlacion de una o mas senales de presion aislada Pv, Pa (que, por ejemplo, pueden aislar los datos de presion procedentes del sistema autonomo para la regulacion de la presion sangumea y posiblemente tambien el sistema respiratorio) con un perfil de presion estandarizado de un evento BPT. Si el coeficiente de correlacion es mayor que un cierto lfmite, se detecta un evento BPT.

- Promediando los datos de presion aislados (que, por ejemplo, podra proceder del sistema autonomo para la regulacion de la presion sangumea y posiblemente tambien el sistema respiratorio) despues de varios VEB diferentes. El promedio puede implicar combinar (adicionar) las senales de presion aisladas obtenidas a partir de sensores de presion plural (por ejemplo, sensores de presion venosa y arterial 4a, 4c en la Fig. 4), o combinar (adicionar) segmentos secuenciales en una senal de presion aislada.

La deteccion de eventos BPT puede ser util para determinar la ocurrencia y la frecuencia de los latidos ectopicos (es decir, EBC) como un indicador del estado del corazon del paciente. Tambien se ha demostrado que la EBC puede usarse para detectar/predecir la hipotension inducida por dialisis.

Al encontrar la temporizacion de un VEB en otra senal que las senales de presion aislada Pv, Pa (por ejemplo, en las pulsaciones del corazon Ph), puede ser posible detectar la falta o alteracion de la regulacion de la presion sangumea autonoma. Esto se puede lograr mediante la evaluacion de la magnitud del evento BPT que sigue al VEB. Ademas, se ha demostrado que, los pacientes en dialisis con reducida BPT (es decir, falta o alteracion de la regulacion de la presion sangumea autonoma) son propensos a la hipotension inducida por dialisis, mientras que los pacientes en dialisis con eventos BPT mas normales son resistentes a la hipotension. Clmicamente, puede ser ventajoso poder clasificar los pacientes en dialisis de esta manera.

La deteccion de la alteracion o la falta de todo tipo de regulaciones autonomas, no solo la regulacion de la presion sangumea, son de interes medico. Ademas, la regulacion autonoma ampliada o excesiva (en contraste con su deterioro o falta ) tambien son de interes medico. El estado de la regulacion autonoma (es decir, el deterioro, la falta, la ampliacion o la compensacion en exceso) puede, por ejemplo, ser detectado mediante la comparacion de la regulacion autonoma actual con un umbral (y/o un patron) de los diferentes estados.

SUPERVISION DE LA INTEGRIDAD DE UNA CONEXION FLUIDA

Las formas de realizacion de la invencion se refieren ademas a un sistema, un metodo y un metodo implementado por ordenador para detectar la desconexion de un circuito extracorporeo de un sujeto en base al analisis de las senales procedentes de un fenomeno fisiologico, tal como la respiracion y/o la regulacion autonoma en el cuerpo del sujeto.

Volviendo a la Fig. 11, y como se explico a modo de introduccion, puede ser vital para supervisar la integridad de la conexion del dispositivo de acceso 1, 14 al acceso al vaso sangumeo con respecto a un mal funcionamiento en la inyeccion y/o extraccion de la sangre a su traves. En muchas maquinas de dialisis, uno o mas de los detectores de presion 4a-4c no estan presentes. En una forma de realizacion de la invencion, la integridad de la conexion fluida entre el acceso al vaso sangumeo y el dispositivo de acceso venoso 14 se supervisa en base a una senal medida por el sensor 4c de presion venosa.

Ademas, en la Fig. 11, el dispositivo de vigilancia/supervision 25 esta configurado para supervisar la integridad de una conexion fluida del lado venoso entre el paciente y el circuito de circulacion de sangre extracorporeo 20, espedficamente mediante la supervision de la presencia de una componente de senal que se origina a partir de una actividad respiratoria del paciente. La ausencia de una componente de senal de este tipo, se toma como una indicacion de un fallo en la integridad de la conexion fluida, por ejemplo, que el dispositivo de acceso venoso 14 esta desprendido del acceso al vaso sangumeo y conduce al dispositivo 25 a activar una alarma y/o detener el flujo sangumeo, por ejemplo, mediante la detencion de la bomba de sangre 3 y la activacion de un dispositivo de sujecion 13 en el segmento de tubo 12. El dispositivo de vigilancia 25 esta al menos conectado para recibir una senal medida del sensor de presion 4c. El dispositivo 25 tambien puede estar conectado a los sensores de presion 4a, 4b, asf como a cualesquiera sensores adicionales incluidos en o unidos al circuito de circulacion sangumea extracorporeo

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20, tales como sensores de presion adicional (4a, 4b en la Fig. 11) o un sensor de respiracion dedicado , por ejemplo un instrumento capnografico. Segun se indica en la Fig. 11, el dispositivo 25 tambien puede estar conectado a la unidad de control 23. Alternativa o adicionalmente, el dispositivo 25 puede estar conectado a un dispositivo de medida 26 para indicar la frecuencia y la fase de la bomba de sangre 3. El dispositivo 25 esta ligado o conectado de forma inalambrica a un dispositivo local o remoto 27 para generar una alarma audible/visual/tactil o una senal de aviso. El dispositivo de vigilancia 25 y/o el dispositivo de alarma 27 alternativamente pueden ser incorporados como parte de un aparato de dialisis.

En el caso de un desprendimiento del dispositivo de acceso venoso 14, la via de todas las senales fisiologicas desde el sujeto a cualquier sensor del lado correspondiente del circuito extracorporeo 20 se interrumpe. Esto puede ser detectado directamente despues de un breve retraso que necesita el algoritmo de analisis de senal para afirmar la certeza de la conclusion.

La integridad de una conexion fluida puede supervisarse mediante la deteccion de la transmision de una onda de presion a traves de la conexion fluida. Hay, de esta manera, un generador de ondas de presion en un lado de la conexion fluida y un dispositivo de deteccion en el otro lado. En una forma de realizacion, el sistema respiratorio del paciente se utiliza como el generador de ondas de presion mientras que un sensor de presion esta dispuesto en el otro lado de la conexion fluida, por ejemplo, en el segmento de tubo que conduce desde un dispositivo de acceso 1, 14 y adicionales al circuito extracorporeo 20.

Por consiguiente, la integridad de la conexion fluida se determina en base a la presencia o ausencia de pulsos de presion procedentes de una actividad respiratoria del sujeto. La evaluacion de la presencia o ausencia puede implicar calcular un valor del parametro de evaluacion en base a los datos de presion aislados resultantes de la extraccion de la senal mencionada anteriormente, y comparar el valor del parametro de evaluacion con un valor umbral. Diferentes tecnicas para calcular un valor del parametro de evaluacion de este tipo, se describen adicionalmente y se ejemplifican en el Apendice B. Segun se senalo anteriormente, todas las tecnicas descritas en el Apendice B con respecto a la extraccion, el procesamiento de senales y la evaluacion de los pulsos cardfacos son igualmente aplicables a otros fenomenos fisiologicos, tales como la respiracion, la regulacion autonoma de la temperatura corporal y la regulacion autonomica de la presion sangumea o combinaciones de los mismas. Ademas de al Apendice B, tambien se hace referencia a la publicacion PCT del solicitante WO2009/0156174.

Se puede enfatizar que el sensor de respiracion dedicado antes mencionado puede ser utilizado para proporcionar la informacion de tiempo que puede ser utilizada para calcular el valor del parametro de evaluacion como se ensena en el Apendice B.

En formas de realizacion alternativas, el valor del parametro de evaluacion se calcula sobre la base de un analisis en el dominio de la frecuencia de los datos de presion aislados, por ejemplo, mediante la localizacion de un pico de amplitud en un espectro FFT.

En todavfa otras formas de realizacion, tambien descritas en el Apendice B, cuando los datos de presion aislados incluyen artefactos de presion a partir de un generador de pulsos en el circuito extracorporeo, la presencia y ausencia de pulsos de presion procedentes del fenomeno fisiologico relevante en el paciente se detecta por medio de latidos , es decir, modulaciones de amplitud, en los datos de presion aislados formadas por la interferencia entre las ondas de presion generadas por el fenomeno fisiologico relevante y las ondas de presion generadas por el generador de pulsos. Unicamente las formas de realizacion caracterizadas por que el parametro fisiologico es una actividad respiratoria del sujeto estan cubiertas por la presente invencion.

De acuerdo con un ejemplo, en lugar de tratar de aislar una componente de la senal generado por el fenomeno fisiologico relevante en los datos de presion aislados, la presencia de una componente de senal de este tipo se identifica, de esta manera, mediante el efecto secundario de latir. Generalmente, latir es un fenomeno que es especialmente notorio cuando se suman juntas dos senales con frecuencias muy proximas. Por consiguiente, la deteccion de la senal de latido es inherentemente muy adecuada para ser utilizada cuando otras tecnicas fallan, por ejemplo, cuando la frecuencia del fenomeno fisiologico relevante se encuentra cerca de una componente de frecuencia del generador de pulsos, por ejemplo un dispositivo de bombeo en el circuito extracorporeo.

Para evitar una frecuencia coincidente de la bomba y la senal fisiologica, lo que puede dificultar la deteccion, la senal fisiologica apropiada puede seleccionarse dependiendo de la velocidad real de la bomba, o la frecuencia de bombeo puede modificarse dependiendo de la frecuencia del fenomeno fisiologico seleccionado/relevante. Por ejemplo, con una bomba de sangre peristaltica de una maquina de dialisis comun (~ 5 ml/carrera de la bomba), la senal respiratoria sena aplicable para las caudales sangumeos, en esencia, en el rango de > 120 ml/min (es decir, > 0,4 Hz) y < 45 ml/min (es decir, < 0,15Hz)). Las senales autonomas senan en ese caso adecuadas para caudales

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sangumeos > 45 ml/min. Esto significa que mas de una senal fisiologica puede ser adecuada para la deteccion del desprendimiento del dispositivo de acceso en algunos intervalos de frecuencia. Tenga en cuenta que una senal cardiaca, por ejemplo, aislada, de acuerdo con el Apendice A y procesada de acuerdo con el Apendice B, puede utilizarse para la deteccion del desprendimiento en combinacion con cualesquiera de las otras senales fisiologicas. Por consiguiente, el dispositivo de vigilancia 25 puede configurarse para cambiar de forma activa, por ejemplo, en base al caudal sangumeo o la frecuencia de la bomba, entre diferentes modos de deteccion a fin de evitar las coincidencias de frecuencia, donde los diferentes modos pueden involucrar aislar los datos de presion de diferentes fenomenos fisiologicos y detectar el desprendimiento en base a la ausencia/presencia de una componente de senal procedente del fenomeno fisiologico relevante.

El tiempo de deteccion aceptable para la deteccion del desprendimiento depende de la perdida de sangre aceptable maxima y el flujo sangumeo real. Esto significa que la deteccion de la integridad de la conexion fluida mediante, por ejemplo, senales respiratorias o autonomas puede no ser aplicable a flujos sangumeos mas altos que un lfmite superior. Suponiendo, por ejemplo, que la perdida de sangre maxima es de 200 ml desde el desprendimiento del dispositivo de acceso venoso hasta la deteccion y que el tiempo de deteccion mediante la senal autonoma es de 120 segundos, el flujo sangumeo aceptable en ese caso, debe ser inferior a aprox. 100 ml/min.

En las formas de realizacion descritas anteriormente, la totalidad o parte de la funcionalidad del dispositivo de vigilancia/supervision 25, que incluye la parte de adquisicion de datos 28 y la parte de procesamiento de datos 29 principal, puede proporcionarse mediante hardware dedicado y/o mediante software de proposito especial (o firmware) ejecutados en uno o mas dispositivos informaticos de proposito general o de proposito especial. En este contexto, debe entenderse que cada "elemento" o "medio" de un dispositivo informatico de este tipo se refiere a un equivalente conceptual de una etapa del metodo; no siempre hay una correspondencia uno a uno entre los elementos/medios y las piezas particulares de hardware o las rutinas de software. Una pieza de hardware comprende a veces diferentes medios/elementos. Por ejemplo, una unidad de procesamiento funciona como un elemento/medio cuando ejecuta una instruccion, pero funciona como otro elemento/medio cuando ejecuta otra instruccion. Ademas, un elemento/medio puede implementarse con una instruccion en algunos casos, pero con varias instrucciones en algunos otros casos. Un dispositivo informatico controlado por software de este tipo puede incluir una o mas unidades de procesamiento, por ejemplo, una CPU ("Unidad Central de Procesamiento"), un DSP ("Procesador Digital de Senal"), un ASIC ("Circuito Integrado de Aplicacion Espedfica"), componentes separados analogicos y/o digitales o algun otro dispositivo logico programable, tal como un FPGA ("Matriz de Compuertas Programables en Campo"). El dispositivo informatico puede incluir ademas una memoria del sistema y un bus de sistema que acopla varios componentes del sistema que incluyen la memoria del sistema a la unidad de procesamiento. El bus de sistema puede ser cualquiera de varios tipos de estructuras de bus que incluye un bus de memoria o controlador de memoria, un bus periferico y un bus local que utiliza cualquiera de una variedad de arquitecturas de bus. La memoria del sistema puede incluir medios de almacenamiento informatico en forma de memoria volatil y/o no volatil tal como la memoria de solo lectura (ROM), la memoria de acceso aleatorio (RAM) y la memoria flash. El software de proposito especial puede ser almacenado en la memoria del sistema o en otro medio de almacenamiento informatico volatil/no volatil extrafble/no extrafble que se incluye en o es accesible a los dispositivos informaticos, tales como los medios magneticos, los medios opticos, las tarjetas de memoria flash, la cinta digital, la RAM de estado solido, la ROM de estado solido, etc. El dispositivo informatico puede incluir una o mas interfaces de comunicacion, tal como una interfaz serie, una interfaz paralela, una interfaz USB, una interfaz inalambrica, un adaptador de red, etc., asf como uno o mas dispositivos de adquisicion de datos, tales como un convertidor A/D. El software de proposito especial puede proporcionarse al dispositivo informatico en cualquier medio legible por ordenador adecuado, que incluye un medio de registro, una memoria de solo lectura o una senal portadora electrica.

Debena entenderse que diferentes cambios y modificaciones en las formas de realizacion preferidas actualmente descritas en la presente memoria seran evidentes para los expertos en la tecnica. La invencion se define por las reivindicaciones adjuntas 1-14.

A continuacion, se enumeran un conjunto de puntos para resumir algunos aspectos y formas de realizacion de la invencion segun se ha descrito anteriormente, posiblemente tomados en combinacion con el contenido de los apendices A y B.

Punto 1: Un sistema fluido extracorporeo (S1) con un dispositivo (25) para procesar una senal medida obtenida mediante un sensor de presion (4a-4c) en el sistema fluido extracorporeo (S1), cuando el sistema fluido extracorporeo (S1) esta conectado a un sistema vascular (S2) de un sujeto, dicho dispositivo (25) que comprende: medios para recibir la senal medida (28) obtenida mediante al menos uno de dichos sensores de presion (4a-4c); y medios para procesar la senal medida (29) para identificar los datos de presion que comprenden uno o mas pulsos procedentes de un fenomeno fisiologico en dicho sujeto, caracterizado por que dicho fenomeno fisiologico es una actividad respiratoria de dicho sujeto, y que dichos medios (29) estan configurados para supervisar la integridad de una conexion fluida (C) entre dicho sistema fluido extracorporeo (S1) y dicho sistema vascular (S2) en base a dichos datos de presion.

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Punto 2: El sistema fluido extracorporeo del punto 1, en donde dicho medio para procesamiento (29) esta configurado para procesar la senal medida para suprimir los pulsos procedentes del corazon de dicho sujeto. Punto 4: El sistema fluido extracorporeo de cualquier punto precedente, en donde el medio para procesamiento (29) esta configurado para filtrar la senal medida en el dominio de la frecuencia.

Punto 3: El sistema fluido extracorporeo de cualquier punto precedente, en donde el medio para el procesamiento (29) esta configurado para filtrar la senal medida para eliminar frecuencias por encima de aproximadamente 0,5 Hz.

Punto 4: El sistema fluido extracorporeo del punto 3, en donde el medio para procesamiento (29) esta configurado para filtrar la senal medida con respecto a al menos un rango de frecuencia incluida en el grupo que consta de aproximadamente 0,15 Hz a aproximadamente 0,4 Hz, aproximadamente 0,04 Hz a aproximadamente 0,15Hz y aproximadamente 0,001 Hz a aproximadamente 0,1 Hz.

Punto 6: El sistema fluido extracorporeo de cualquier punto precedente, que esta asociado con un generador de pulsos mecanico (3), en donde el sensor de presion (4a-4c) esta dispuesto en el sistema fluido extracorporeo (S1) para detectar un primer pulso procedente del generador de pulsos mecanico (3) y un segundo pulso procedente de dicho fenomeno fisiologico, en donde dicho dispositivo (25) ademas comprende uno de: medios (23, 28, 29) para controlar el generador de pulsos mecanico (3) para separar los pulsos primero y segundo en el dominio tiempo y/o de la frecuencia; medios (23, 28, 29) para apagar de forma intermitente el generador de pulsos mecanico (3) mientras se obtiene la senal medida; y medios (29) para obtener un primer perfil de pulsos (u(n)) que es un perfil de senal temporal predicha del primer pulso, y medios (29) para filtrar la senal medida en el dominio del tiempo, que utiliza el primer perfil de pulsos (u(n)) para eliminar, en esencia, el primer pulso al tiempo que conserva el segundo pulso.

Punto 7: El sistema fluido extracorporeo del punto 6, en donde el medio (29) para filtrar esta configurado para: suministrar el primer perfil de pulsos (u(n)) como entrada a un filtro adaptativo (30); calcular una senal de error (e(n)) entre la senal medida y una senal de salida (A d (n)) del filtro adaptativo (30); y proporcionar la senal de error (e(n)) como entrada para el filtro adaptativo (30), mediante lo cual el filtro adaptativo (30) esta dispuesto para eliminar, en esencia, el primer pulso de la senal de error (e(n)).

Punto 8: El sistema fluido extracorporeo de cualquier punto precedente, en donde dicho medio (29) para procesar esta configurado para realizar una o mas entre detectar, presentar, rastrear y predecir un estado de trastorno del sujeto utilizando dichos datos de presion.

Punto 9: El sistema fluido extracorporeo del punto 8, en donde el estado de trastorno comprende uno o mas entre estornudar, hipo, vomitar, toser, turbulencia de la presion sangumea, latidos ectopicos, falta de regulacion autonoma, hipotension, trastornos respiratorios, apnea del sueno, respiracion periodica , hiperventilacion, ataques de asma, disnea y respiracion de Cheyne-Stokes.

Punto 10: El sistema fluido extracorporeo de cualquiera de los puntos 1- 7, que esta asociado con un generador de pulsos mecanico (3), en donde el sensor de presion (4a-4c) esta dispuesto en el sistema fluido extracorporeo (S1) para detectar una primer impulso procedente del generador de impulsos mecanico (3) y un segundo pulso procedente de dicho fenomeno fisiologico, y en donde dichos datos de presion es una senal de supervision en funcion del tiempo que incluye segundos pulsos procedentes de dicho fenomeno fisiologico, dicho dispositivo ademas comprende medios (29) para calcular de un valor del parametro basado en valores de senal dentro de una ventana de tiempo en la senal de supervision, el valor del parametro que representa una distribucion de los valores de senal; en donde dicho medio (29) para supervisar esta configurado para determinar la integridad de la conexion fluida basandose al menos en parte en el valor del parametro.

Punto 11: El sistema fluido extracorporeo del punto 10, en donde el medio (29) para calcular un valor del parametro esta configurado para realizar uno de: calcular el valor del parametro como una medida de dispersion estadfstica de los valores de senal dentro de la ventana de tiempo; corresponder los valores de la senal dentro de la ventana de tiempo con un perfil de senal temporal predicho de un segundo pulso; e identificar un segundo pulso candidato en la senal de supervision y un punto de tiempo candidato correspondiente; y validar el segundo pulso candidato basado en el punto de tiempo candidato en relacion con la informacion de temporizacion indicativa de la temporizacion de los segundos pulsos de la senal de supervision.

Punto 12: El sistema fluido extracorporeo de cualquiera de los puntos 1-7, en donde dichos datos de presion es una senal de supervision en funcion del tiempo que incluye segundos pulsos procedentes de dicho fenomeno fisiologico, comprendiendo ademas dicho dispositivo: medios (29) para obtener informacion de temporizacion indicativa de la temporizacion de los segundos pulsos de la senal de supervision; medios (29) para procesar la senal de supervision en base a la informacion de temporizacion, para calcular un valor del parametro indicativo de la presencia o ausencia de los segundos pulsos; y medios (29) para la determinacion de la integridad de la conexion fluida (C) en base, al menos en parte, en el valor del parametro.

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Punto 13: El dispositivo de uno cualquiera de los puntos 12, en donde dicho medio (29) para procesar esta configurado ademas para procesar la senal medida para la identificacion de los datos cardiacos procedentes de los latidos del corazon de dicho sujeto, y en donde el medio (29) para determinar la integridad de la conexion fluida esta configurado para determinar la integridad en base a dichos datos de presion y dichos datos del corazon.

Punto 14. Un metodo para supervisar la integridad de una conexion fluida (C) entre un sistema fluido extracorporeo (S1) y un sistema vascular (S2) mediante el procesamiento de una senal medida obtenida por un sensor de presion (4a-4c) en dicho sistema fluido extracorporeo (S1) conectado a dicho sistema vascular (S2) de un sujeto, comprendiendo dicho metodo: recibir la senal medida obtenida de al menos uno de dichos sensores de presion (4a- 4c); y procesar la senal medida para la identificacion, en la senal medida, de los datos de presion que comprenden uno o mas pulsos procedentes de un fenomeno fisiologico en dicho sujeto, caracterizado por que dicho fenomeno fisiologico es una actividad respiratoria de dicho sujeto y que dicha supervision de la integridad de una conexion fluida (C) entre dicho sistema fluido extracorporeo (S1) y dicho sistema vascular (S2) se basa en dichos datos de presion.

APENDICE A

Este Apendice se incorpora como una parte integrante de la solicitud de patente internacional y hace referencia a las Fig. A1-A12 para describir un metodo y un dispositivo para procesar una senal medida dependiente del tiempo.

Breve descripcion de los dibujos

Las formas de realizacion de ejemplo de la invencion se describiran ahora con mas detalle con referencia a los dibujos esquematicos que se acompanan.

La Fig. A1 es una vista esquematica de un sistema contenedor de fluido general en el que el procesamiento de datos de la invencion puede utilizarse para filtrar una senal de presion.

La Fig. A2 es un diagrama de flujo de un proceso de supervision de acuerdo con una forma de realizacion de la invencion.

La Fig. A3 (a) es una representacion grafica de una senal de presion como una funcion del tiempo y la Fig. A3 (b) es una representacion grafica de la senal de presion despues del filtrado.

La Fig. A4 es una vista esquematica de un sistema para tratamiento de la hemodialisis que incluye un circuito fluido sangumeo extracorporeo.

La Fig. A5 (a) es una representacion grafica en el dominio del tiempo de una senal de presion venosa que contiene tanto componentes de frecuencia de bombeo como una senal cardiaca y la Fig. A5 (b) es una representacion grafica de la senal correspondiente en el dominio de la frecuencia.

La Fig. A6 es una representacion grafica de un perfil de senal predicho procedente de una bomba peristaltica en el sistema de la Fig. A4.

La Fig. A7 es un diagrama de flujo de un procedimiento para obtener el perfil de senal predicho.

La Fig. A8 es una representacion grafica para ilustrar un proceso de extrapolacion para generar el perfil de senal predicho.

La Fig. A9 (a) es una representacion grafica para ilustrar un proceso de interpolacion para generar el perfil de senal predicho y la Fig. A9 (b) es una vista ampliada de la Fig. A9 (a).

La Fig. A10 (a) representa un espectro de frecuencia de un pulso de presion procedente de un dispositivo de bombeo con una caudal, La Fig. A10 (b) representa los espectros de frecuencia correspondientes a tres caudales diferentes, en donde cada espectro de frecuencia esta dado en escala logantmica y asignado a numeros de armonico, La Fig. A10 (c) es una representacion grafica de los datos en la Fig. A10 (b) en escala lineal y la Fig. 10 (d) es un espectro del angulo de fase que corresponde al espectro de frecuencias de la Fig. A10 (a).

La Fig. A11 es una vista esquematica de una estructura de filtro adaptativo que puede operar para filtrar una senal medida en base a un perfil de senal predicho.

La Fig. A12 (a) ilustra una senal de presion filtrada (parte superior) y una senal cardiaca correspondiente (parte inferior), obtenida a partir de un sensor de presion venosa y la Fig. A12 (b) ilustra una senal de presion filtrada (parte superior) y una senal cardiaca correspondiente (parte inferior), obtenida a partir de un sensor de presion arterial.

Descripcion detallada de las formas de realizacion de ejemplo

A continuacion, las formas de realizacion de ejemplo de la invencion se describiran con referencia a los sistemas contenedores fluidos en general. Despues de ello, las formas de realizacion e implementaciones de la invencion se ejemplificaran adicionalmente en el contexto de sistemas de tratamiento sangumeo extracorporeo.

A lo largo de la siguiente descripcion, los elementos similares se designan con los mismos signos de referencia.

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GENERAL

La Fig. A1 ilustra un sistema contenedor de fluido en el que se establece una conexion fluida C entre un primer subsistema S1 que contiene fluido y un segundo subsistema S2 que contiene fluido. La conexion fluida C puede o no puede transferir fluido desde un subsistema al otro. Un primer generador de pulsos 3 esta dispuesto para generar una serie de ondas de presion en el fluido dentro de la primer subsistema S1, y un segundo generador de pulsos 3' esta dispuesto para generar una serie de ondas de presion en el fluido dentro del segundo subsistema S2. Un sensor de presion 4a esta dispuesto para medir la presion del fluido en el primer subsistema S1. Las ondas de presion generadas por el segundo generador de pulsos 3' viajaran desde el segundo subsistema S2 al primer subsistema S1, a traves de la conexion C, y por consiguiente los segundos pulsos procedentes del segundo generador de pulsos 3' seran detectados mediante el sensor de presion 4a ademas de los primeros pulsos procedentes del primer generador de pulsos 3. Debe senalarse que cualquiera del primer o segundo generadores de pulsos 3, 3' puede incluir mas de un dispositivo generador de pulsos. Ademas, cualquier dispositivo generador de pulsos de este tipo puede ser o no ser parte del respectivo subsistema S1, S2.

El sistema de la Fig. A1 incluye ademas un dispositivo de vigilancia 25 que esta conectado al sensor de presion 4a y posiblemente a uno o mas sensores de presion adicionales 4b, 4c, segun se indica en la Fig. A1. De este modo, el dispositivo de vigilancia 25 adquiere una o mas senales de presion que son dependientes del tiempo para proporcionar una representacion en tiempo real de la presion fluida en el primer subsistema S1.

En general, el dispositivo de vigilancia 25 esta configurado para supervisar un estado funcional o parametro funcional del sistema contenedor de fluido, mediante el aislamiento y el analisis de uno o mas segundos pulsos en una de las senales de presion. Como se ejemplificara adicionalmente a continuacion, el estado funcional o valor del parametro puede ser supervisado para identificar una condicion de fallo, por ejemplo, en el primer o segundo subsistema S1, S2, el segundo generador de pulsos 3' o la conexion fluida C. Tras la identificacion de una condicion de fallo, el dispositivo de vigilancia 25 puede emitir una senal de alarma o aviso y/o alertar a un sistema de control del primer o segundo subsistema S1, S2 para tomar la accion apropiada. Alternativa o adicionalmente, el dispositivo de vigilancia 25 puede estar configurado para grabar o generar una secuencia de tiempo de los valores del estado funcional o los valores de los parametros.

Dependiendo de la implementacion, el dispositivo de vigilancia 25 puede utilizar componentes digitales o componentes analogicos, o una combinacion de los mismos, para recibir y procesar la senal de presion. El dispositivo 25 puede, por consiguiente, ser un ordenador o un dispositivo de procesamiento de datos similar, con el hardware adecuado para la adquisicion y el procesamiento de la senal de presion de acuerdo con diferentes formas de realizacion de la invencion. Las formas de realizacion de la invencion pueden, por ejemplo, implementarse mediante instrucciones de software que se suministran en un medio legible por ordenador para su ejecucion por un procesador 25a en combinacion con una unidad de memoria 25b en el ordenador.

Normalmente, el dispositivo de vigilancia 25 esta configurado para procesar continuamente la(s) senal(es) de presion en funcion del tiempo para aislar cualesquiera segundos pulsos. Este procesamiento se representa esquematicamente en el diagrama de flujo de la Fig. A2. El procesamiento ilustrado implica una etapa 201 de obtencion de un primer perfil de pulsos u(n), que es un perfil de senal temporal predicha del(de los) primer(os) pulso(s), y una etapa 202 de filtrado de la senal de presion d(n), o una version preprocesada de la misma, en el dominio del tiempo, utilizando el primer perfil de pulsos u(n), para eliminar o cancelar, en esencia, el(los) primer(os) pulso(s) mientras que conserva el(los) segundo(s) pulso(s) contenidos en d(n). En el contexto de la presente descripcion, n indica un numero de muestra y es, por lo consiguiente, equivalente a un punto temporal (relativo) en una senal dependiente del tiempo. En la etapa 203, la senal filtrada resultante e(n) se analiza a continuacion, con el fin de supervisar el estado funcional o parametro mencionado.

El primer perfil de pulsos es una plantilla de forma o perfil de senal estandar, dado normalmente como una secuencia temporal de valores de datos, que refleja la forma del primer pulso en el dominio del tiempo. El perfil del primer pulso tambien se denomina "perfil de senal predicho" en la siguiente descripcion.

Por "esencialmente eliminar" se entiende que el(los) primer(os) pulso(s) es(son) eliminado(s) de la senal de presion en un grado tal que el(los) segundo(s) pulso(s) se puede(n) detectar y analizar con el fin de supervisar el estado funcional o parametro antes mencionado.

Mediante el filtrado de la senal de presion en el dominio del tiempo, utilizando el primer perfil de pulsos, es posible eliminar esencialmente los primeros pulsos y todavfa retener los segundos pulsos, incluso si el primer y segundo pulsos coinciden o casi coinciden en el dominio de la frecuencia. Una coincidencia de frecuencias de este tipo no es improbable, por ejemplo, si uno o ambos de los primeros y segundos pulsos se componen de una combinacion de

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frecuencias o rangos de frecuencias.

Ademas, la frecuencia, la amplitud y el contenido de fase del primer pulso o del segundo pulso puede variar con el tiempo. Dichas variaciones pueden ser el resultado de un control activo del primer y/o segundo generador de pulsos 3, 3', o ser causados por desviaciones en el primer y/o segundo generador de pulsos 3, 3' o por los cambios en las propiedades hidrodinamicas de los subsistemas S1, S2 o la conexion fluida C. Pueden ocurrir variaciones de frecuencia, por ejemplo, cuando el segundo generador de pulsos 3' es un corazon humano y el segundo subsistema S2, por consiguiente, es el sistema sangumeo de un humano. En sujetos sanos en condiciones de reposo, las variaciones en el ritmo cardfaco (variabilidad de la frecuencia cardfaca, HRV) pueden ser tan grandes como el 15%. Los sujetos no sanos pueden sufrir de problemas cardfacos graves, como la fibrilacion auricular y latidos ectopicos supraventriculares, que pueden conducir a una HRV superior al 20%, y latidos ectopicos supraventriculares, para los que la HRV puede ser superior al 60%. Estas afecciones cardfacas no son poco comunes entre, por ejemplo, los pacientes de dialisis.

Cualquier coincidencia de frecuencias puede hacer que sea imposible o al menos diffcil aislar los segundos pulsos en la senal de presion mediante filtracion convencional en el dominio de la frecuencia, por ejemplo, mediante la operacion de un filtro peine y/o una combinacion de filtros elimina banda o de rechazo de banda, normalmente acoplados en cascada, en la senal de presion para bloquear todos los componentes de frecuencia procedentes del primer generador de pulsos 3. Ademas, las variaciones de frecuencia hacen que sea aun mas diffcil aislar con exito segundos pulsos en la senal de presion, ya que la coincidencia de frecuencias puede variar con el tiempo. Incluso en ausencia de cualquier coincidencia de frecuencias, las variaciones de frecuencia hacen diffcil definir filtros en el dominio de la frecuencia.

Dependiendo de lo bien que el primer perfil de pulsos representa el(los) primer(os) pulso(s) en la senal de presion, puede ser posible aislar los segundos pulsos por medio de la filtracion inventiva en el dominio del tiempo, incluso si el primer y segundo pulsos coinciden en frecuencia, e incluso si los segundos pulsos son mucho mas pequenos en amplitud que los primeros pulsos.

Aun mas, el filtrado de la invencion en el dominio de tiempo puede permitir un aislamiento mas rapido de los segundos pulsos en la senal de presion de un proceso de filtrado en el dominio de la frecuencia. El primero puede tener la capacidad de aislar un unico segundo pulso en la senal de presion mientras que el ultimo puede necesitar operar en una secuencia de primeros y segundos pulsos en la senal de presion. Por consiguiente, el filtrado de la invencion puede permitir la determinacion mas rapida del estado funcional o parametro funcional del sistema contenedor de fluido.

La eficacia de la filtracion inventiva se ejemplifica en la Fig. A3, en la que la Fig. A3 (a) muestra un ejemplo de una senal de presion dependiente del tiempo d(n) que contiene pulsos primero y segundo con una magnitud relativa de 10:1. El primer y segundo pulsos tienen una frecuencia de 1 Hz y 1,33 Hz, respectivamente. Debido a la diferencia en magnitud, la senal de presion esta dominada por los primeros pulsos. La Fig. A3 (b) muestra la senal filtrada dependiente del tiempo e(n) que se obtiene despues de aplicar la tecnica de filtrado inventiva a la senal de presion d(n). La senal filtrada e(n) se compone de segundos pulsos y ruido. Debe tenerse en cuenta que hay una ausencia de segundos pulsos despues de aproximadamente 4 segundos, que puede observarse mediante el dispositivo de vigilancia (25 en la Fig. A1) e identificada como una condicion de fallo del sistema contenedor de fluido.

Volviendo a la Fig. A2, el procesamiento de datos de la invencion comprende dos etapas principales: una determinacion del primer perfil de pulsos u(n) (etapa 201) y una eliminacion de uno o mas primeros pulsos de una senal medida d(n) utilizando el primer perfil de pulsos u(n) (etapa 202).

Hay muchas maneras de implementar estas etapas principales. Por ejemplo, el primer perfil de pulsos (perfil de senal estandar) puede obtenerse en una medicion de referencia, en base a una senal medida a partir de uno o mas de los sensores de presion 4a-4c en el primer subsistema S1, adecuadamente mediante la identificacion y, posiblemente, el promediado de un conjunto de segmentos del primer pulso de la(las) senal(es) medida(s). El primer perfil de pulsos puede o no puede ser actualizado de forma intermitente durante la supervision real del estado funcional o parametro mencionado. Alternativamente, un perfil de senal estandar predeterminado (es decir, predefinido) puede utilizarse, el cual puede opcionalmente modificarse de acuerdo con un modelo matematico que da cuenta del desgaste en el primer generador de pulsos, los caudales de fluido, las dimensiones de los tubos, la velocidad del sonido en el fluido, etc. Ademas, la eliminacion puede implicar sustraer el primer perfil de pulsos de la senal medida en amplitud y fase adecuada. La fase ser indicarse mediante informacion de fase que puede obtenerse a partir de una senal generada por un sensor de fase acoplado al primer generador de pulsos 3, o a partir de una senal de control para el primer generador de pulsos 3.

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El filtrado de la invencion puede tambien combinarse con otras tecnicas de filtrado para mejorar aun mas la calidad de la senal filtrada e(n). En una forma de realizacion, la senal filtrada e(n) se podna pasar a traves de un filtro de paso banda con una banda de paso en el rango de frecuencia relevante para los segundos pulsos. Si los segundos impulsos proceden de un corazon humano, la banda de paso puede estar situada dentro del rango aproximado de 0,5-4 Hz, que corresponde a las frecuencias de pulso cardiaco de 30-240 latidos por minuto. En otra forma de realizacion, si se conoce el rango de frecuencia (o rangos) actuales de los segundos pulsos, la banda de paso del filtro paso banda puede controlarse de forma activa en un estrecho rango alrededor del actual rango de frecuencia. Por ejemplo, un control activo de este tipo puede aplicarse siempre que se encuentre que las frecuencias de los pulsos primero y segundo difieren mas de un cierto lfmite, por ejemplo aproximadamente el 10%. El rango de frecuencia actual puede obtenerse a partir de la senal de presion, bien apagando de forma intermitente el primer generador de pulsos 3 o bien evitando de forma intermitente los primeros impulsos alcancen el sensor de presion 4a-4c relevante. Alternativamente, el rango de frecuencia actual puede obtenerse a partir de un sensor dedicado en cualquiera de los primer o segundo subsistemas S1, S2, o en base a una unidad de control (no mostrada) para el segundo generador de pulsos 3'. De acuerdo con todavfa otra alternativa, la situacion y/o la anchura de la banda de paso podna establecerse, al menos en parte, basandose en informacion espedfica del paciente, es decir, registros de datos existentes del paciente, por ejemplo, obtenidos en los tratamientos anteriores del mismo paciente. La informacion espedfica del paciente puede almacenarse en una memoria interna del dispositivo de vigilancia (25 en la Fig. A1), en una memoria externa que sea accesible para el dispositivo de vigilancia, o en una tarjeta de paciente, donde la informacion es transmitida por ejemplo, de forma inalambrica al dispositivo de vigilancia, por ejemplo, mediante RFID (identificacion por radiofrecuencia).

Estas y otras formas de realizacion se explicaran con mas detalle a continuacion, en el contexto de un sistema para el tratamiento sangumeo extracorporeo. Para facilitar la discusion que sigue, se describiran primero los detalles de un circuito de circulacion sangumea extracorporeo de ejemplo.

SUPERVISION DE UN CIRCUITO DE CIRCULACION SANGWNEA EXTRACORPOREO

La Fig. A4 muestra un ejemplo de un circuito de circulacion sangumeo extracorporeo 20 del tipo que se utiliza para la dialisis. El circuito de circulacion sangumeo extracorporeo 20 (tambien denominado "circuito extracorporeo") comprende los componentes 1-14 que se describen a continuacion. Por consiguiente, el circuito extracorporeo 20 comprende un dispositivo de acceso para la extraccion de sangre en la forma de una aguja arterial 1 y un segmento de tubo arterial 2 que conecta la aguja arterial 1 a una bomba de sangre 3 que puede ser de tipo peristaltico, segun se indica en la Fig. A4. En la entrada de la bomba hay un sensor de presion 4b (denominado en lo sucesivo como "sensor arterial") que mide la presion antes de la bomba en el segmento de tubo arterial 2. La bomba de sangre 3 fuerza la sangre, a traves de un segmento de tubo 5, al lado sangumeo de un dializador 6. Muchas maquinas de dialisis estan provistas, adicionalmente, de un sensor de presion 4c (denominado en lo sucesivo como "sensor del sistema") que mide la presion entre la bomba de sangre 3 y el dializador 6. La sangre se conduce a traves de un segmento de tubo 10 desde el lado sangumeo del dializador 6 a una camara de goteo venosa o camara de desaireacion 11 y desde allf de regreso al paciente a traves de un segmento de tubo venoso 12 y un dispositivo de acceso para la reintroduccion de la sangre en la forma de una aguja venosa 14. Se proporciona un sensor de presion 4a (denominado en lo sucesivo como "sensor venoso") para medir la presion en el lado venoso del dializador 6. En el ejemplo ilustrado, el sensor de presion 4a mide la presion en la camara de goteo venosa. Tanto la aguja arterial 1 como la aguja venosa 14 estan conectadas al paciente por medio de un acceso al vaso sangumeo. El acceso al vaso sangumeo puede ser de cualquier tipo adecuado, por ejemplo, una fistula, una derivacion Scribner, un injerto, etc. Dependiendo del tipo de acceso al vaso sangumeo, otros tipos de dispositivos de acceso pueden ser utilizados en lugar de agujas, por ejemplo, cateteres. Los dispositivos de acceso 1, 14, alternativamente, pueden combinarse en una sola unidad.

En relacion con el sistema contenedor de fluido en la Fig. A1, el circuito extracorporeo 20 se corresponde con el primer subsistema S1, la bomba de sangre 3 (asf como cualquier(cualesquiera) fuente(s) adicional(es) de pulsos dentro o asociada con el circuito extracorporeo 20, tal como una bomba de solucion de dialisis, valvulas, etc) se corresponde con el primer generador de pulsos 3, el sistema sangumeo del paciente se corresponde con el segundo subsistema S2 y la conexion fluida C se corresponde con al menos una de las conexiones fluidas del lado venoso y del lado arterial entre el paciente y el circuito extracorporeo 20.

En la Fig. A4, se proporciona una unidad de control 23, entre otras cosas, para controlar la circulacion de sangre en el circuito extracorporeo 20 mediante el control de la velocidad de rotacion de la bomba de sangre 3. El circuito extracorporeo 20 y la unidad de control 23 pueden formar parte de un sistema para el tratamiento sangumeo extracorporeo, tal como una maquina de dialisis. Aunque no se muestra o explica adicionalmente debe entenderse que un aparato de este tipo realiza muchas otras funciones, por ejemplo, controlar la circulacion del fluido de dialisis, controlar la temperatura y la composicion del fluido de dialisis, etc.

El sistema de la Fig. A4 tambien incluye un dispositivo de vigilancia/supervision 25, que se conecta para recibir una senal de presion a partir de al menos uno de los sensores de presion 4a-4c y que ejecuta el procesamiento de datos

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de la invencion. En el ejemplo de la Fig. A4, el dispositivo de vigilancia 25 tambien esta conectado a la unidad de control 23. Alternativa o adicionalmente, el dispositivo 25 puede estar conectado a un sensor de la bomba 26 para indicar la velocidad de rotacion y/o la fase de la bomba de sangre 3. Debe entenderse que el dispositivo de vigilancia 25 puede incluir entradas de datos adicionales, por ejemplo, cualesquiera otros parametros del sistema que representen el estado general del sistema (vease, por ejemplo la explicacion con referencia a la Fig. A7 a continuacion). El dispositivo 25 esta atado o conectado de forma inalambrica a un dispositivo 27 local o remoto para generar una alarma audible/visual/tactil o senal de aviso. Alternativa o adicionalmente, cualquiera de los dispositivos 25, 27 puede incluir una pantalla o monitor para visualizar el estado funcional o de los parametros que resulta de la etapa de analisis (203 en la Fig. A2), y/o la senal filtrada e(n) que resulta de la etapa de filtrado (202 en la Fig. A2), por ejemplo, para inspeccion visual.

En la Fig. A4, el dispositivo de vigilancia 25 comprende una parte de adquisicion de datos 28 para el preprocesamiento de la(s) senal(es) de entrada que incluyen, por ejemplo, un convertidor A/D con una frecuencia de muestreo y resolucion mmimas requeridas, uno o mas amplificadores de senal, y uno o mas filtros para eliminar los componentes no deseados de la(s) senal(es) de entrada como el offset, el ruido de alta frecuencia y las perturbaciones de la tension de alimentacion.

Despues del preprocesamiento en la parte de adquisicion de datos 28, la senal de presion preprocesada se proporciona como entrada a una parte de procesamiento de datos 29 principal, que ejecuta el procesamiento de datos de la invencion. La Fig. A5 (a) muestra un ejemplo de una senal de presion preprocesada de este tipo en el dominio del tiempo, y la Fig. A5 (b) muestra el espectro de energfa correspondiente, es decir, la senal de presion preprocesada en el dominio de la frecuencia. El espectro de energfa revela que la senal de presion detectada contiene varias componentes de frecuencia diferentes que surgen de la bomba de sangre 3. En el ejemplo ilustrado, hay una componente de frecuencia a la frecuencia de base (fo) de la bomba de sangre (en 1,5 Hz en este ejemplo), asf como sus armonicos 2fo, 3fo y 4fo. La frecuencia de base, denominada tambien frecuencia de bombeo a continuacion, es la frecuencia de las carreras de la bomba que generan las ondas de presion en el circuito extracorporeo 20. Por ejemplo, en una bomba peristaltica del tipo mostrado en la Fig. A4, se generan dos carreras de la bomba por cada revolucion completa del rotor 3a. La Fig. A5 (b) tambien indica la presencia de una componente de frecuencia con la mitad de la frecuencia de bombeo (0,5fo) y los armonicos de la misma, en este ejemplo, al menos, fo, 1,5fo, 2fo y 2,5fo. La Fig. A5 (b) tambien muestra una senal cardiaca (con 1,1 Hz) que en este ejemplo es aproximadamente 4o veces mas debil que la senal de la bomba de sangre con la frecuencia de base fo.

La parte de procesamiento de datos 29 principal ejecuta las etapas 2oi-2o3 antes mencionadas. En la etapa 2o2, la parte de procesamiento de datos 29 principal opera para filtrar la senal de presion preprocesada en el dominio del tiempo y genera una senal filtrada o senal supervisada (e(n) en la Fig. A2) en la que las componentes de senal de la bomba de sangre 3 se han eliminado. La senal de supervision todavfa contiene alguna de las componentes de senal que se originan en el paciente (vease. Fig. A3 (b)), tales como los pulsos de presion provocados por el latido del corazon del paciente. Hay varias fuentes de fenomenos fisiologicos dclicos que pueden generar pulsos de presion en la corriente sangumea del paciente, que incluye el corazon, el sistema respiratorio o el vasomotor, que esta controlado por el sistema nervioso autonomo. Por consiguiente, la senal de supervision puede contener pulsos de presion que resultan de una combinacion de fenomenos dclicos en el paciente. En terminos generales, las componentes de senal en la senal supervisada pueden proceder de cualquier tipo de fenomeno fisiologico en el paciente, o combinaciones de los mismos, ya sea dclico o no dclico, repetitivo o no repetitivo, autonomo o no autonomo. La invencion se limita a la deteccion de pulsos procedentes de una actividad respiratoria del sujeto.

Dependiendo de la implementacion, el dispositivo de vigilancia 25 puede configurarse para aplicar filtrado adicional a la senal supervisada para aislar las componentes de senal procedentes de un unico fenomeno dclico en el paciente. Alternativamente, dicho filtrado de la componente de senal se realiza durante el preprocesamiento de la senal de presion (mediante la parte de adquisicion de datos 28). El filtrado de la componente de senal puede realizarse en el dominio de frecuencia, por ejemplo, mediante la aplicacion de un filtro de corte o paso banda, ya que las componentes de senal de los diferentes fenomenos dclicos en el paciente estan normalmente separadas en el dominio de la frecuencia. En general, la frecuencia cardiaca es aproximadamente o,5 a 4 Hz, la frecuencia respiratoria es aproximadamente o,15 hasta o,4 Hz, la frecuencia del sistema autonomo para la regulacion de la presion sangumea se acerca o,o4-o,14 Hz, la frecuencia del sistema autonomo para la regulacion de la temperatura del cuerpo es aproximadamente o,o4 Hz.

El dispositivo de vigilancia 25 puede configurarse para supervisar el patron de respiracion del paciente, mediante la identificacion de los pulsos respiratorios en la senal supervisada. La informacion resultante podna utilizarse para la vigilancia en lmea de la apnea, la hiperventilacion, la hipoventilacion, los ataques de asma u otras conductas irregulares de respiracion del paciente. La informacion resultante podna utilizarse tambien para identificar la tos, los estornudos, los vomitos o las convulsiones. Las vibraciones resultantes de la tos/estornudos/vomitos/convulsiones podnan molestar a otros equipos de medida o vigilancia que estan conectados al paciente o el circuito extracorporeo 2o. El dispositivo de vigilancia 25 puede disponerse para generar informacion sobre la cadencia de cualesquiera de

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la tos/estornudos/vomitos/convulsiones, de tal manera que otra medida o equipo de vigilancia pueda tomar las medidas adecuadas para reducir la probabilidad de que la tos/estornudos/vomitos/convulsiones den lugar a mediciones erroneas o falsas alarmas. Por supuesto, la capacidad de identificar la tos/estornudos/vomitos/convulsiones puede tambien tener un interes medico en s^ misma.

El dispositivo de vigilancia 25 puede configurarse para supervisar la frecuencia cardfaca del paciente, mediante la identificacion de los pulsos cardfacos en la senal supervisada.

El dispositivo de vigilancia 25 puede configurarse para recoger y almacenar datos sobre la evolucion temporal de la frecuencia cardfaca, el patron respiratorio, etc., por ejemplo, para el posterior analisis estadfstico o de tendencias.

El dispositivo de vigilancia 25 puede configurarse para supervisar la integridad de la conexion fluida entre el paciente y el circuito extracorporeo 20, en particular, la conexion fluida del lado venoso (mediante el dispositivo de acceso 14). Esto podna hacerse mediante la supervision de la presencia de una componente de senal que se origina a partir de, por ejemplo, sistema del corazon o respiratorio del paciente en la senal de supervision. La ausencia de una componente de senal de este tipo puede tomarse como una indicacion de un fallo en la integridad de la conexion fluida C, y podna llevar al dispositivo 25 a activar una alarma y/o detener la circulacion sangumea, por ejemplo, mediante la detencion de la bomba de sangre 3 y la activacion de un dispositivo de sujecion 13 en el segmento de tubo 12. Para supervisar la integridad de la conexion fluida del lado venoso, tambien conocido como VNM (supervision de la aguja venosa), el dispositivo de vigilancia 25 puede configurarse para generar la senal de supervision en base a una senal de presion del sensor venoso 4a. El dispositivo 25 tambien puede estar conectado a los sensores de presion 4b, 4c, asf como cualquier sensor de presion adicional incluido en el circuito extracorporeo 20.

El circuito extracorporeo 20 puede tener la opcion de operar en un modo de hemodiafiltracion (modo HDF), en el que la unidad de control 23 activa un segundo dispositivo de bombeo (bomba de HDF, no mostrada) para suministrar una solucion de infusion en la lmea de sangre aguas arriba y/o aguas abajo del dializador 6, por ejemplo, en uno o mas de los segmentos de tubo 2, 5, 10 o 12.

OBTENCION DEL PERFIL DE SENAL PREDICHO DE LOS PRIMEROS PULSOS

Esta seccion describe formas de realizacion diferentes para predecir o estimar el perfil de senal de los primeros pulsos en el sistema mostrado en la Fig. A4. El perfil de senal predicho se da normalmente como una serie de valores de presion durante un penodo de tiempo que corresponden normalmente a al menos un ciclo completo de bombeo de la bomba de sangre 3.

La Fig. A6 ilustra un ejemplo de un perfil de senal predicho para el sistema de la Fig. A4. Puesto que la bomba de sangre 3 es una bomba peristaltica, en la que dos rodillos 3b acoplan un segmento de tubo durante una revolucion completa del rotor 3a, el perfil de presion consiste en dos carreras de la bomba. Las carreras de la bomba pueden dar lugar a valores diferentes de presion (perfiles de presion), por ejemplo, debido a pequenas diferencias en el acoplamiento entre los rodillos 3b y el segmento de tubo, y por consiguiente, puede ser deseable para el perfil de senal predicho representar las dos carreras de la bomba. Si puede tolerarse una precision inferior del perfil de senal predicho, es decir, si la salida del proceso de eliminacion posterior es aceptable, el perfil de senal predicho podna representar solo una carrera de la bomba.

En un nivel general, el perfil de senal predicho puede obtenerse en una medicion de referencia, a traves de simulacion matematica del sistema fluido o combinaciones del mismo.

Medicion de referencia

Un primer grupo principal de los metodos para obtener el perfil de senal predicho se basa en derivar una senal de presion de referencia en funcion del tiempo ("senal de referencia") a partir de un sensor de presion en el sistema, normalmente (pero no necesariamente) desde el mismo sensor de presion que proporciona la senal medida (senal de presion) que tiene que procesarse para la eliminacion de los primeros pulsos. Durante esta medicion de referencia, se evita que los segundos pulsos alcancen el sensor de presion relevante, ya sea mediante desconexion/desactivacion del segundo generador de pulsos 3' o mediante aislamiento del sensor de presion de los segundos pulsos. En el sistema de la Fig. A4, la medicion de referencia puede llevarse a cabo durante una fase de cebado, en la que el circuito extracorporeo 20 se separa del paciente y un fluido de cebado se bombea a traves de las lmeas sangumeas. Alternativamente, la medicion de referencia se podna llevar a cabo con un tratamiento simulado con sangre o cualquier otro fluido. Opcionalmente, la medicion de referencia podna incluir promediar varios perfiles de presion para reducir el ruido. Por ejemplo, varios segmentos de senal relevantes pueden identificarse en la senal de referencia, con lo cual estos segmentos se alinean para lograr una coincidencia adecuada de los perfiles de presion en los diferentes segmentos y a continuacion sumarse juntos. La identificacion de los segmentos de senal relevantes, puede estar al menos parcialmente basada en informacion de temporizacion que indica la posicion

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esperada de cada primer pulso de la senal de referencia. La informacion de temporizacion se puede obtener de un punto de activacion en la senal de salida del sensor de la bomba 26, en una senal de control de la unidad de control 23 o en la senal de presion de otro de los sensores de presion 4a-4c. Por ejemplo, un punto temporal predicho de un primer pulso de la senal de referencia puede calcularse en base a una diferencia conocida en el tiempo de llegada entre el punto de activacion y el sensor de presion que genera la senal de referencia. Como variante, si la senal de referencia es periodica, los segmentos de senal relevantes pueden identificarse mediante la identificacion de puntos de corte de la senal de referencia con un nivel de senal dado, en donde los segmentos de senal relevantes son identificados para extenderse entre cualesquiera pares respectivos de puntos de corte.

En una primera forma de realizacion, el perfil de senal predicho se obtiene directamente en una medicion de referencia antes de que el circuito extracorporeo 20 sea conectado al paciente, y luego se utiliza como entrada para el proceso de eliminacion posterior, que se ejecuta cuando el circuito extracorporeo 20 esta conectado al paciente. En esta forma de realizacion, se asume, por consiguiente, que el perfil de senal predicho es representativo de los primeros pulsos cuando el sistema esta conectado al paciente. De forma adecuada, la misma frecuencia/velocidad de bombeo se utiliza durante la medicion de referencia y durante el proceso de eliminacion. Tambien es deseable que otros parametros del sistema relevantes se mantengan, en esencia, constantes.

La Fig. A7 es un diagrama de flujo de una segunda forma de realizacion. En la segunda forma de realizacion, se crea una biblioteca o base de datos de referencia primero basandose en la medicion de referencia (etapa 701). La biblioteca de referencia resultante se almacena normalmente en una unidad de memoria, por ejemplo, RAM, ROM, EPROM, disco duro, Flash, etc. (vease. 25b en la Fig. A1) del dispositivo de vigilancia (vease. 25 en la Fig. A1). Durante la medicion de referencia, las senales de presion de referencia son adquiridas por varios diferentes estados de funcionamiento del circuito extracorporeo. Cada estado de funcionamiento se representa por una combinacion unica de valores de los parametros del sistema. Para cada estado de funcionamiento, se genera un perfil de referencia para representar el perfil de senal de los primeros pulsos. Los perfiles de referencia junto con los valores de los parametros del sistema asociados se almacenan, a continuacion, en la biblioteca de referencia, que se implementa como una estructura de datos de busqueda, tal como una lista, una tabla de consulta, un arbol de busqueda, etc.

Durante el proceso de supervision real, es decir, cuando primeros impulsos tienen que eliminarse de la senal medida, la informacion de estado actual que indica el estado de funcionamiento actual del sistema contenedor de fluido se obtiene a partir del sistema, por ejemplo, de un sensor, una unidad de control o de otra cosa (etapa 702). La informacion de estado actual puede incluir un valor actual de uno o mas parametros del sistema. El valor actual se combina, a continuacion, con los valores de los parametros del sistema en la biblioteca de referencia. En base en la combinacion, se seleccionan uno o mas perfiles de referencia (etapa 703) y se utilizan para preparar el perfil de senal predicho (etapa 704).

En general, los parametros del sistema antes mencionados representan el estado del sistema global, que incluye pero se limita a la estructura, la configuracion, el estado y las variables del sistema contenedor de fluido o de sus componentes. En el sistema de la Fig. A4, los parametros del sistema de ejemplo pueden incluir:

Los parametros relacionados con las bombas: numero de bombas activas conectadas directa o indirectamente (por ejemplo, en un sistema de preparacion de fluido para el dializador) al circuito extracorporeo, el tipo de bombas utilizadas (bomba de rodillos, bomba de membrana, etc.), el caudal, la velocidad de rotacion de bombas, la posicion del eje del impulsor de la bomba (por ejemplo, la posicion angular o lineal), etc.

La configuracion de la maquina de dialisis: la temperatura, la velocidad de ultrafiltracion, los cambios de modo, posicion/cambios de valvulas, etc.

El equipo/material de dialisis desechable: la informacion sobre el segmento de la camara de la bombeo/bomba (materiales, geometna y el estado de desgaste), el tipo de lmea sangumea (material y geometna), el tipo de dializador, el tipo y la geometna de los dispositivos de acceso, etc.

Las variables del sistema de dialisis: presiones absolutas reales del sistema aguas arriba y aguas abajo de la bomba de sangre, por ejemplo, la presion venosa (del sensor 4a), la presion arterial (del sensor 4b) y la presion del sistema (del 4c sensor), los volumenes de gas atrapado en la trayectoria de circulacion, la suspension de la lmea sangumea, el tipo de fluido (por ejemplo, sangre o fluido de dialisis), etc.

El estado del paciente: las propiedades de acceso sangumeo, las propiedades de la sangre como por ejemplo, el hematocrito, la concentracion de protemas de plasma, etc.

Debe entenderse que cualquier numero o combinacion de los parametros del sistema puede almacenarse en la biblioteca de referencia y/o utilizarse como variables de busqueda en la biblioteca de referencia durante el proceso de supervision.

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A continuacion, se explicara adicionalmente la segunda forma de realizacion en relacion con una serie de ejemplos. En todos estos ejemplos, la frecuencia de revolucion de la bomba ("frecuencia de la bomba"), o un parametro relacionado (por ejemplo, el caudal sangumeo) se utilizan para indicar el estado de funcionamiento actual del sistema contenedor de fluido durante el proceso de supervision. En otras palabras, la frecuencia de bombeo se utiliza como variable de busqueda en la biblioteca de referencia. La frecuencia de bombeo puede, por ejemplo estar dada por un valor configurado para la salida del caudal sangumeo de la unidad de control o por una senal de salida de un sensor que indica la frecuencia bombeo (vease., el sensor de la bomba 26 en la Fig. A4). Alternativamente, la frecuencia de bombeo podna obtenerse mediante un analisis de frecuencia de la senal de presion de cualquiera de los sensores 4a-4c durante el funcionamiento del sistema fluido. Dicho analisis de frecuencia podna lograrse mediante la aplicacion de cualquier forma de analisis de armonicos a la senal de presion, tal como Fourier o transformada de ondmula. Segun se indica en la Fig. A5(b), la frecuencia de base fo de la bomba puede ser identificada en un espectro de energfa resultante.

En un primer ejemplo, se busca en la biblioteca de referencia para la recuperar el perfil de referencia que esta asociado con la frecuencia de bombeo que se encuentra mas cercana a la frecuencia de bombeo actual. Si no se encuentra una coincidencia exacta con la frecuencia de bombeo actual, se ejecuta un proceso de extrapolacion para generar el perfil de senal predicho. En el proceso de extrapolacion, el perfil de referencia recuperado se escala en el tiempo para el ciclo de bombeo actual, en base a la diferencia conocida ("diferencia de la frecuencia de bombeo") entre la frecuencia de bombeo actual y la frecuencia de bombeo asociada con el perfil de referencia recuperado. La escala de amplitud tambien puede ajustarse para compensar los cambios de amplitud debidos a la frecuencia de bombeo, por ejemplo, en base a una funcion conocida de la amplitud como una funcion de la frecuencia de bombeo. La Fig. A8 ilustra un perfil de referencia n(n) obtenido a un caudal de 470 ml/min, y un perfil de senal predicho u(n) que se obtiene mediante el escalado del perfil de referencia a un caudal de 480 ml/min. Para comparacion solamente, se muestra tambien un perfil de referencia rreal(n) obtenido a 480 ml/min, para ilustrar que el proceso de extrapolacion puede ciertamente producir correctamente un perfil de senal predicho.

En un segundo ejemplo, se busca de nuevo en la biblioteca de referencia en base a la frecuencia de bombeo actual. Si no se encuentra una coincidencia exacta con la frecuencia de bombeo actual, se ejecuta un proceso de combinacion para generar el perfil de senal predicho. Aqrn, los perfiles de referencia asociados con las dos frecuencias de bombeo de coincidencia mas proxima se recuperan y se combinan. La combinacion puede hacerse mediante el rescalado del tiempo de ciclo de bombeo de los perfiles de referencia recuperados a la frecuencia de bombeo actual y mediante el calculo del perfil de senal predicho a traves de la interpolacion de los perfiles de referencia rescalados. Por ejemplo, el perfil de senal predicho u(n) a la frecuencia actual de la bomba v puede estar dado por:

u(n) = g(v - vi) ■ fi(n) + (1- g(v - vO) ■ ij(n).

en donde n(n) y rj(n) indican los dos perfiles de referencia recuperados, obtenidos a una frecuencia de bombeo vi y vj, respectivamente, despues volver a escalar a la frecuencia de bombeo actual v, y g es un parametro de relajacion que esta dado como una funcion de la diferencia de frecuencia (v - vi), en el que vi < v < vj y 0 < g < 1. El experto en la tecnica se da cuenta de que el perfil de senal predicho u(n) puede ser generado mediante la combinacion de mas de dos perfiles de referencia.

La Fig. A9(a) ilustra un perfil de senal predicho u(n) a un caudal actual de 320 ml/min para una senal medida obtenida del sensor venoso 4a en el sistema de la Fig. A4. El perfil de senal predicho u(n) se ha calculado como una media de un perfil de referencia r-i(n) obtenido a un caudal de 300 ml/min desde el sensor venoso y un perfil de referencia r2(n) obtenido a un caudal de 340 ml/min desde el sensor venoso. Para comparacion solamente, se muestra tambien un perfil de referencia rreal(n) obtenido a 320 ml/min, para ilustrar que el proceso de combinacion puede ciertamente producir correctamente un perfil de senal predicho. De hecho, las diferencias son tan pequenas que solo son apenas visibles en la vista ampliada de la Fig. A9 (b).

Los ejemplos primero y segundo se pueden combinar, por ejemplo, mediante la ejecucion del proceso de extrapolacion del primer ejemplo si la diferencia de la frecuencia de bombeo es inferior a un cierto lfmite, y de lo contrario ejecutar el proceso de combinacion del segundo ejemplo.

En una tercera forma de realizacion, como en la segunda forma de realizacion mostrada en la Fig. A7, se adquieren varias senales de referencia en la medicion de referencia, en donde cada senal de referencia se obtiene de una combinacion espedfica de valores de los parametros del sistema. Las senales de referencia se procesan, a continuacion, para la generacion de espectros de referencia, que son indicativos de la energfa y del angulo de fase en funcion de la frecuencia. Estos espectros de referencia pueden obtenerse, por ejemplo, mediante el analisis de Fourier, o equivalente, de las senales de referencia. Los datos de energfa y de fase correspondientes se almacenan, a continuacion, en una biblioteca de referencia junto con los valores de los parametros del sistema asociados (vease la etapa 701 en la Fig. A7). La implementacion de la biblioteca de referencia puede ser la misma que en la segunda

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forma de realizacion.

Durante el proceso de supervision real, es decir, cuando los primeros pulsos tienen que ser eliminados de la senal medida, un valor actual de uno o mas parametros del sistema se obtienen a partir del sistema contenedor de fluido (vease., la etapa 702 en la Fig. A7). El valor actual se compara, a continuacion, con los valores de los parametros del sistema en la biblioteca de referencia. En base a la comparacion, un conjunto espedfico de datos de energfa y de fase pueden recuperarse de la biblioteca de referencia para utilizarse para generar el perfil de senal predicho (vease., la etapa 703 en la Fig. A7). En general, el perfil de senal predicho se genera mediante la adicion de sinusoides de frecuencia, amplitud y fase apropiadas, de acuerdo con los datos de energfa y de fase recuperados (vease., la etapa 704 en la Fig. A7).

En terminos generales, sin limitar la presente descripcion, puede ser ventajoso generar el perfil de senal predicho a partir de datos de energfa y de fase cuando los primeros pulsos (a retirar) contienen solo una o unas pocas frecuencias de base (y los armonicos de las mismas), ya que el perfil de senal predicho puede ser representado mediante un pequeno conjunto de datos (que contiene los datos de fase y de energfa para las frecuencias de base y los armonicos). Por otra parte, cuando el espectro de energfa de los primeros pulsos es mas complejo, por ejemplo, una mezcla de muchas frecuencias base, puede ser preferible en lugar generar el perfil de senal predicho a partir de uno o mas perfiles de referencia.

La Fig. Al0 (a) representa un espectro de energfa de una senal de referencia adquirida a un caudal de 300 ml/min en el sistema de la Fig. A4. En este ejemplo, la senal de referencia consiste esencialmente en una frecuencia de la bombeo basica de 1,2 Hz (f0, primer armonico) y un conjunto de armonicos de esta frecuencia (segundo y otros armonicos). En comparacion con el espectro de energfa de la Fig. A5 (b), las senales de presion utilizadas para generar los graficos en la Fig. A10 (a) -10 (d) no contienen ninguna componente de frecuencia significativa en 0.5f0 y sus armonicos. El grafico de la Fig. A10 (a) muestra la distribucion de la energfa relativa, en donde los valores de energfa se han normalizado a la energfa total para las frecuencias en el rango de 0 a 10 Hz. La Fig. A10 (b) representa espectros de energfa de las senales de referencia adquiridas a tres caudales diferentes en el sistema de la Fig. A4. Los espectros de energfa se dan en escala logantmica en funcion del numero de armonicos (primero, segundo, etc.). Segun se muestra, puede identificarse una relacion lineal aproximada entre la energfa logantmica y el numero de armonico para los primeros cuatro a cinco numeros de armonicos. Esto indica que cada espectro de energfa puede representarse por una funcion exponencial respectiva. La Fig. A10 (c) ilustra los datos de la Fig. A10 (b) en la escala lineal, en donde una funcion polinomica respectiva ha sido ajustada a los datos. Segun se indica en las Fig. A10 (a) -A10 (c), los espectros de energfa pueden representarse en diferentes formatos en la biblioteca de referencia, por ejemplo, como un conjunto de valores de energfa asociados a valores de frecuencia o numeros armonicos distintos, o como una funcion de energfa que representa la energfa en funcion de la frecuencia/numero de armonico.

La Fig. A10 (d) ilustra un espectro de angulo de fase adquirido junto con el espectro de energfa en la Fig. A10 (a), es decir, para un caudal de 300 ml/min. El grafico de la Fig.A10 (d) ilustra el angulo de fase como una funcion de la frecuencia, y una funcion lineal ha sido ajustada a los datos. En una representacion alternativa (no mostrada), el espectro de fase puede estar dado como una funcion del numero de armonicos. Al igual que los espectros de energfa, los espectros de fase pueden representarse en diferentes formatos en la biblioteca de referencia, por ejemplo como un conjunto de valores de angulo de fase asociados con valores de frecuencia o numeros armonicos distintos, o como una funcion de fase que representa el angulo de fase en funcion de la frecuencia /numero de armonico.

De lo anterior, se debe entender que los datos de energfa y de fase que se almacenan la biblioteca de referencia pueden utilizarse para generar el perfil de senal predicho. Cada valor de la energfa en los datos de energfa corresponde a una amplitud de una sinusoide con una frecuencia dada (la frecuencia asociada con el valor de energfa), en donde el valor de fase para la frecuencia dada indica el angulo de fase adecuado de la sinusoide. Este metodo de preparacion del perfil de senal predicho mediante la combinacion (normalmente la adicion) de sinusoides de frecuencia, amplitud y angulo de fase apropiados permite que el perfil de senal predicho incluya todos los armonicos de la frecuencia de bombeo dentro de un rango de frecuencia deseado.

Cuando tiene que generarse un perfil de senal predicho, se busca primero en la biblioteca de referencia en base a un valor actual de uno o mas parametros del sistema, tales como la frecuencia de bombeo actual. Si no se encuentra coincidencia exacta en la biblioteca de referencia, puede ejecutarse un proceso de combinacion para generar el perfil de senal predicho. Por ejemplo, las dos frecuencias de bombeo coincidentes mas cercanas pueden identificarse en la biblioteca de referencia y los datos de energfa y de fase asociados pueden recuperarse y combinarse para formar el perfil de senal predicho. La combinacion puede realizarse mediante la interpolacion de los datos de energfa y los datos de fase. En el ejemplo de las Fig. A10 (a) - A10 (d), pudo calcularse un valor de energfa interpolado para cada numero de armonico y del mismo modo pudo calcularse un valor de fase interpolada para cada numero de armonico. Cualquier tipo de funcion de interpolacion pudo utilizarse, ya sea lineal o no lineal.

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En la primera, segunda y tercera formas de realizacion, las senales de referencia y las senales medidas se obtuvieron adecuadamente a partir de la misma unidad sensor de presion en el sistema contenedor de fluido. Alternativamente, podnan utilizarse diferentes unidades de sensores de presion, siempre que las unidades de sensores de presion produzcan respuestas de senal identicas con respecto a los primeros pulsos o que las respuestas de senal puedan emparejarse utilizando una relacion matematica conocida.

Para mejorar aun mas la primera, segunda y tercera formas de realizacion, el proceso de generacion del perfil de senal predicho puede implicar tambien la compensacion de otros factores potencialmente relevantes que difieren entre la medicion de referencia y el estado de funcionamiento actual. Estos llamados factores confusos pueden comprender uno o mas de los parametros del sistema listados anteriormente, tales como las presiones venosa y arteriales medias absolutas, la temperatura, el hematocrito/viscosidad en sangre, los volumenes de gas, etc. Esta compensacion puede realizarse con el uso de formulas de compensacion o tablas de consulta predefinidas.

En variaciones adicionales, las formas de realizacion segunda y tercera pueden combinarse, por ejemplo, en que la biblioteca de referencia no solo almacene datos de energfa y de fase, sino tambien perfiles de referencia, en asociacion con el(los) valor(es) del(de los) parametro(s) del sistema. Cuando se encuentra una coincidencia exacta en la biblioteca, el perfil de referencia se recupera de la biblioteca y se utiliza como el perfil de senal predicho, de lo contrario el perfil de senal predicho se obtiene mediante la recuperacion y la combinacion (por ejemplo, interpolando) de los datos de energfa y de fase, como en el tercera forma de realizacion. En una variante, el perfil de senal predicho u(n) a la frecuencia de bombeo actual v se obtiene por:

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en donde n(n) indica un perfil de referencia que esta asociado con la frecuencia de bombeo coincidente mas proxima vi en la biblioteca de referencia, rfi(n) indica un perfil de referencia que esta reconstruido a partir de los datos de energfa y de fase asociados con la frecuencia de bombeo coincidente mas proxima vi en la biblioteca de referencia y rf(n) indica un perfil de referencia estimado a la frecuencia de bombo v actual. El perfil de referencia estimado rf(n) puede obtenerse mediante la aplicacion de funciones predeterminadas para estimar los datos de energfa y de fase , respectivamente, a la frecuencia de bombeo v actual en base a los datos de energfa y de fase asociados con la frecuencia de la bombeo vi coincidente mas proxima. Con referencia a las Fig. A10(b) - A10 (c), una funcion predeterminada de este tipo puede representar de este modo el cambio en los datos de energfa entre los diferentes caudales. Alternativamente, el perfil de referencia estimado rf(n) puede obtenerse mediante la recuperacion y la combinacion de (por ejemplo, interpolando) de los datos de energfa y de fase para las dos frecuencias de bombeo vi y vj coincidentes mas proximas como en la tercera forma de realizacion.

En una variante adicional, la medicion de referencia se realiza durante el funcionamiento regular del sistema contenedor de fluido, en lugar de o ademas de cualesquiera mediciones de referencia realizadas antes del funcionamiento normal (por ejemplo, durante el cebado o tratamientos simulados con sangre). Una variante de este tipo supone que es posible desconectar de forma intermitente el segundo generador de pulsos o evitar de forma intermitente que los segundos pulsos alcancen el sensor de presion relevante. Este enfoque es mas diffcil en el circuito extracorporeo 20 de la Fig. A4 si las senales de referencia y las senales medidas se obtienen del unico y el mismo sensor de presion. Sin embargo, este enfoque puede, por ejemplo, aplicarse si el sistema fluido incluye un sensor de presion que esta, en esencia, aislado de los segundos pulsos. En una situacion de este tipo, el perfil de referencia (o los espectros de referencia) puede obtenerse a partir del sensor aislado y utilizarse para generar el perfil de senal predicho (opcionalmente despues del ajuste/modificacion de las diferencias en los factores confusos) que, a continuacion, se utiliza para la eliminacion de los primeros pulsos a partir de una senal medida que contiene ambos los primeros y segundos pulsos. Por ejemplo, la senal de presion del sensor del sistema 4c en el circuito 20 de la Fig. A4 puede aislarse, en esencia, de los segundos pulsos que se originan en el paciente y esta senal de presion puede utilizarse, por consiguiente, en una medicion de referencia.

Como se explico anteriormente, el circuito extracorporeo 20 en la Fig. A4 puede cambiarse a un modo de HDF, en el que se activa una bomba HDF adicional para suministrar un lfquido de infusion en la lmea sangumea del circuito extracorporeo 20. Un cambio de modo de funcionamiento de este tipo puede provocar un cambio en las caractensticas de la senal de los primeros pulsos en la senal medida. Por consiguiente, es necesario dar cuenta de este cambio, asegurando que la biblioteca de referencia incluye los datos de referencia apropiados (perfiles de referencia y/o los datos de energfa y angulo de fase) asociados con este estado de funcionamiento.

Alternativamente, puede ser deseable aislar los pulsos de presion procedentes de la bomba HDF. Esto podna lograrse mediante la obtencion de un perfil de referencia de la senal de presion del sensor arterial 4b (Fig. A4). La senal de presion arterial incluye pulsos de presion procedentes del paciente y de la bomba de sangre 3, mientras que los pulsos de presion procedentes de la bomba HDF son amortiguados de manera significativa por el paciente y la bomba de sangre 3, respectivamente y, por consiguiente, apenas llegan al sensor arterial 4b. Por otra parte, las senales de presion del sensor venoso 4a y el sensor del sistema 4c contienen pulsos de presion procedentes de

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ambos, el paciente, la bomba de sangre 3 y la bomba HDF. Por consiguiente, la senal de presion arterial puede utilizarse para obtener el perfil de senal predicho de los pulsos de presion combinados procedentes de la bomba de sangre 3 y del paciente, ya que deben buscar en la senal de presion del sensor venoso 4a o del sensor del sistema 4c. El perfil de senal predicho puede usarse, a continuacion, para aislar los pulsos de presion procedentes de la bomba HDF en la senal de presion del sensor venoso 4a o del sensor del sistema 4c. En este ejemplo, el paciente y el circuito extracorporeo 20 podnan considerarse como un primer subsistema (S1 en la Fig. A1) y la bomba HDF y el conjunto de tubos de infusion asociados podnan considerarse como un segundo subsistema (S2 en la Fig. A1) que estan conectados a traves de una conexion fluida. Por consiguiente, en este ejemplo, el procesamiento de datos de la invencion no se aplica para aislar pulsos procedentes de un fenomeno fisiologico dclico en el paciente, sino pulsos procedentes de otra bomba en el sistema fluido. Debe tenerse en cuenta que, en otras disposiciones, el perfil de referencia puede obtenerse de la senal de presion del sensor venoso 4a (Fig. A4), y utilizarse para procesar la senal de presion del sensor arterial 4b o del sensor del sistema 4c.

Simulaciones

Como una alternativa a la utilizacion de mediciones de referencia, el perfil de senal predicho puede obtenerse directamente a traves de simulaciones, es decir, calculos utilizando un modelo matematico del sistema contenedor de fluido, en base a la informacion de estado actual que indica el estado de funcionamiento actual del sistema. Dicha informacion de estado actual puede incluir un valor actual de uno o mas de los parametros del sistema anteriormente mencionados. El modelo puede estar basado en relaciones ffsicas conocidas de los componentes del sistema (o por medio de una representacion equivalente, por ejemplo, mediante la representacion del sistema como un circuito electrico con la circulacion y la presion del fluido que estan dadas por la corriente y el voltaje electricos, respectivamente). El modelo puede ser expresado, implfcita o explfcitamente, en terminos analfticos. Alternativamente, puede utilizarse un modelo numerico. El modelo podna ser cualquier cosa desde una descripcion ffsica completa del sistema a una funcion sencilla. En un ejemplo, una funcion sencilla de este tipo podna convertir datos de la velocidad angular instantanea del rotor de la bomba 3a a un perfil de senal predicho, utilizando datos empmcos o teoricos. Dichos datos de la velocidad angular instantanea pueden obtenerse del sensor de bombeo 26 en la Fig. A4.

En otra forma de realizacion, las simulaciones se utilizan para generar perfiles de referencia para diferentes estados de funcionamiento del sistema. Estos perfiles de referencia pueden almacenarse, a continuacion, en una biblioteca de referencia, a la que puede accederse y utilizarse de la misma manera como se describio anteriormente para las segunda y tercera formas de realizacion. Tambien debe entenderse que los perfiles de referencia (y/o los datos de energfa y angulo de fase correspondientes) obtenidos mediante simulaciones pueden almacenarse junto con los perfiles de referencia (y/o los datos de energfa y angulo de fase correspondientes) obtenidos mediante medicion de referencia.

ELIMINACION DE PRIMEROS PULSOS

Hay varias formas diferentes de eliminar uno o mas primeros pulsos de la senal medida, que utilizan el perfil de senal predicho. A continuacion, se describiran dos procesos de eliminacion diferentes: la Sustraccion Unica y la Filtracion Adaptativa. Por supuesto, la descripcion de los procesos de eliminacion y sus implementaciones no es completa (ni de las diferentes alternativas ni de las implementaciones), lo que es obvio para un experto en la tecnica. Dependiendo de la implementacion, el perfil de senal predicho puede introducirse en el proceso de eliminacion tal cual es o el perfil de senal predicho puede duplicarse para construir una senal de entrada de la longitud adecuada para el proceso de eliminacion.

Sustraccion Unica

En este proceso de eliminacion, se sustrae de la senal medida un unico perfil de senal predicho. El perfil de senal predicho puede desplazarse y escalarse en el tiempo y escalarse en amplitud de cualquier manera, por ejemplo, para minimizar el error de la eliminacion. Diferentes criterios de minimizacion pueden utilizarse para un autoescalado de este tipo, por ejemplo, minimizando la suma de los errores cuadraticos o la suma de los errores absolutos. Alternativa o adicionalmente, el perfil de senal predicho se desplaza en el tiempo en base a en la informacion de temporizacion que indica la temporizacion esperada del(de los) primer(os) pulso(s) en la senal medida. La informacion de temporizacion puede obtenerse de la misma manera como se describio anteriormente en relacion con el promedio de los segmentos de presion en la senal de referencia.

Una posible limitacion de este proceso de eliminacion es que la relacion entre las diferentes frecuencias en el perfil de senal predicho es siempre la misma, ya que el proceso solo desplaza y escala el perfil de senal predicho. Por consiguiente, no es posible cambiar la relacion entre las diferentes frecuencias armonicas, tampoco es posible utilizar solamente alguna de las frecuencias contenidas en el perfil de senal predicho y suprimir las otras frecuencias. Para superar esta limitacion, se puede utilizar el filtrado adaptativo ya que utiliza un filtro lineal antes de la sustraccion, por ejemplo, como se describe a continuacion.

Filtrado adaptativo

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La Fig. A11 es una vista general esquematica de un filtro adaptativo 30 y una estructura de filtro adaptativo que esta disenada para recibir el perfil de senal predicho u(n) y una senal medida d(n), y para generar una senal de error e(n) que forma la senal supervisada mencionada anteriormente en la que los primeros pulsos estan eliminados.

Los filtros adaptativos son filtros electronicos bien conocidos (digitales o analogicos) que autoajustan su funcion de transferencia de acuerdo con un algoritmo de optimizacion. En concreto, el filtro adaptativo 30 incluye un filtro variable 32, normalmente un filtro de respuesta finita al impulso (FIR) de longitud M con coeficientes del filtro w(n). Aunque los filtros adaptativos son conocidos en la tecnica, no son facilmente aplicables para cancelar los primeros pulsos de la senal medida d(n). En la forma de realizacion ilustrada, esto se ha logrado mediante la introduccion del perfil de senal predicho u(n) en el filtro variable 32, que procesa el perfil de senal predicho u(n) para generar una senal medida estimada Ad(n) y en un algoritmo adaptativo de actualizacion 34, que calcula los coeficientes del filtro del filtro variable 32 en base al perfil de senal predicho u(n) y la senal de error e(n). La senal de error e(n) viene dada por la diferencia entre la senal medida d(n) y la senal medida estimada Ad(n).

Basicamente, el filtrado adaptativo tambien implica una sustraccion del perfil de senal predicho u(n) de la senal medida d(n), ya que cada uno de los coeficientes del filtro funciona para desplazar y posiblemente volver a escalar la amplitud del perfil de senal predicho u(n). La senal medida estimada Ad(n) que se sustrae de la senal medida d(n) para generar la senal de error e(n), se forma de este modo como una combinacion lineal de perfiles de senal predichos desplazados M, es decir, un filtrado lineal de u(n).

El algoritmo adaptativo de actualizacion 34 puede implementarse de muchas maneras diferentes, algunas de las cuales se describiran a continuacion. La descripcion no esta de ninguna manera limitada a estos ejemplos y el experto en la tecnica no tendra dificultad de encontrar alternativas adicionales basadas en la siguiente descripcion.

Hay dos enfoques principales para el filtrado adaptativo: estocastico y determinista. La diferencia radica en la reduccion al mmimo de la senal de error e(n) mediante el algoritmo de actualizacion 34, donde se obtienen diferentes criterios de minimizacion de si e(n) se supone que es estocastico o determimstico. Un enfoque estocastico normalmente utiliza una funcion de costo J con una estimacion en el estandar de minimizacion, mientras que un enfoque determinista normalmente utiliza un promedio. La senal de error al cuadrado e2(n) se utiliza normalmente en una funcion de costo al minimizar e(n), ya que esto da lugar en un mmimo global. En algunas situaciones, el error absoluto |e(n)| puede utilizarse en la reduccion al mmimo, asf como diferentes formas de reduccion al mmimo limitadas. Por supuesto, puede utilizarse cualquier forma de la senal de error, sin embargo la convergencia hacia un mmimo global no esta siempre garantizada y la reduccion al mmimo puede no siempre ser corregible.

En una descripcion estocastica de la senal, la funcion de costo puede normalmente estar de acuerdo con,

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y en una descripcion determinista de la serial, la funcion de costo puede normalmente estar de acuerdo con,

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Los primeros pulsos seran eliminados de la senal medida d(n) cuando la senal de error e(n) (funcion de costo J(n)) se reduzca al mmimo. Por consiguiente, la senal de error e(n) se limpiara de primeros pulsos al tiempo que conserva los segundos pulsos, una vez que el filtro adaptativo 30 ha convergido y alcanzado el error mmimo.

Con el fin de obtener los coeficientes del filtro w(n) optimos para el filtro variable 32, la funcion de costo J necesita ser minimizada con respecto a los coeficientes del filtro w(n). Esto puede conseguirse con el vector gradiente de la funcion de costo VJ, que es la derivada de J con respecto a los diferentes coeficientes del filtro wo, wi,..., wm-i. El descenso mas significativo es un metodo recursivo (no un filtro adaptativo) para obtener los coeficientes del filtro optimos que minimizan la funcion de costo J. El metodo recursivo se inicia dando a los coeficientes del filtro un valor inicial, que a menudo se establece en cero, es decir, w(0) = 0 . Los coeficientes del filtro se actualizan, a continuacion, de acuerdo con,

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donde w esta dada por,

= k'0 H>! ... Wv/ J ' MX 1

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Por otra parte, el vector gradiente VJ apunta en la direccion en la que el costo esta creciendo mas rapidamente. Por consiguiente, los coeficientes del filtro se corrigen en la direccion opuesta al gradiente, donde la longitud de la correccion es influenciada a traves del parametro de tamano de paso p. Siempre hay un riesgo para el algoritmo de descenso mas significativo a divergir, ya que el algoritmo contiene una retroalimentacion. Esto establece lfmites en el parametro de tamano de paso p con el fin de asegurar la convergencia. Se puede demostrar que el criterio de estabilidad para el algoritmo de descenso mas significativo esta dado por,

0 < p < —

A

donde Amax es el mayor valor propio de R , la matriz de correlacion del perfil de senal predicho u(n), dada por

r(0) r( 1) r(M -1)

r(l) r(0) r(M - 2)

r(M -1) r(M - 2) r(0)

donde u(n) esta dada por,

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Si la funcion de costo error cuadratico medio (MSE) (definido por J = E {|e(n)|2}) se utiliza, se puede demostrar que los coeficientes del filtro se actualizan de acuerdo con,

R = E

— —T u(n)u («)

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En donde e(n) viene dada por,

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El algoritmo de descenso mas significativo es un algoritmo recursivo para el calculo de los coeficientes del filtro optimos cuando se conocen las estadfsticas de las senales. Sin embargo, esta informacion es a menudo desconocida. El algoritmo de mmimos cuadrados (LMS) es un metodo que se basa en los mismos principios que el algoritmo de descenso mas significativo, pero donde las estadfsticas se estiman de forma continua. Por consiguiente, el algoritmo LMS es un filtro adaptativo, ya que el algoritmo puede adaptarse a cambios en las estadfsticas de la senal (debidos a las estimaciones estadfsticas continuas), aunque el gradiente puede ser ruidoso. Debido al ruido en el gradiente, es poco probable que el algoritmo LMS alcance el error mmimo Jmin, que el algoritmo de descenso mas significativo alcanza. En el algoritmo LMS se utilizan estimaciones instantaneas de la estimacion, es decir, se elimina la estimacion. Por consiguiente, para el algoritmo LMS, la ecuacion de actualizacion de los coeficientes del filtro se convierte

w(n +1) = w(n) + juu (n) e(n),

El criterio de convergencia del algoritmo LMS es el mismo que para el algoritmo de descenso mas significativo. En el algoritmo LMS, el tamano del paso es proporcional al perfil de senal predicho u(n), es decir, el ruido de gradiente se amplifica cuando el perfil de senal predicho es fuerte. Una solucion a este problema es normalizar la actualizacion de los coeficientes del filtro con

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La nueva ecuacion de actualizacion de los coeficientes del filtro se llama LMS normalizado, y esta dada por

vr(rc +1) = w(n) H--------—------ u(n)e(n),

a +1 u(n) I"

donde 0 < p <2, y a es una constante de proteccion positiva.

Hay muchas mas alternativas diferentes para el algoritmo LMS, donde se modifica el tamano del paso. Uno de ellas es utilizar un paso de adaptacion variable

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donde or(n), por ejemplo, puede ser,

a(n) = —1—, n + c

donde c es una constante positiva. Tambien es posible seleccionar los pasos de adaptacion independientes para cada coeficiente del filtro en el algoritmo LMS, por ejemplo, de acuerdo con,

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donde A esta dada por,

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0

0 0 0 aM

Si en su lugar, se utiliza la funcion de costo siguiente

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entonces la ecuacion de actualizacion se convierte

w{n +1) = w(h) + OC szg«[e(H)] u(n).

Este filtro adaptativo se llama el LMS sfmbolo, se utiliza en aplicaciones con muy altas exigencias de baja complejidad computacional.

Otro filtro adaptativo es el LMS con fugas, que utiliza una minimizacion restringida con la funcion de costo siguiente

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Esta restriccion tiene el mismo efecto que si el ruido blanco con varianza a se anadio al perfil de senal predicho u(n). Como resultado de ello, la incertidumbre en la senal de entrada u(n) aumenta, lo que tiende a mantener los coeficientes del filtro. El LMS con fugas se utiliza preferiblemente cuando R, la matriz de correlacion de u(n), tiene uno o mas valores propios iguales a cero. Sin embargo, en los sistemas sin ruido, el LMS tiene un peor rendimiento. La ecuacion de actualizacion de los coeficientes del filtro del LMS con fugas esta dada por,

w(n +1) = (1 - jua) w(n) + // u (n) e(n).

En lugar de minimizar la funcion de costo MSE como anteriormente, el algoritmo de filtro adaptativo de mmimos cuadrados recursivo (RLS) minimiza la funcion de costo siguiente

n

J(n) = e(i)[ ,

i=i

donde A se llama factor de olvido, 0 < A < 1, y el metodo se llama de los mmimos cuadrados ponderados exponencialmente Se puede mostrar que las ecuaciones de actualizacion de los coeficientes del filtro para el algoritmo RLS son, despues de la siguiente inicializacion

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donde Imxm es la matriz de identidad MxM, dada de acuerdo con

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,, , X~lP{n-l)u(n)

kin) =------;— ---------------------

1 + X 1 u1 in) Pin -1) u (n)

£(n) = d(n) - wT(n -1) u(n)

win) = win - i) + kin)giii)

Pin) = A~l P(n -1) - /t1 k(n) u1 in) Pin -1),

donde 8 es una constante positiva pequena para la relacion senal a ruido (SNR) alta, y una constante positiva grande para la SNR baja, 8<<0.01au2, y ^(n) corresponde a e(n) en los algoritmos anteriores. Durante la fase de inicializacion de la siguiente funcion de costo

n

J(n) - e(0|" +^"||w(n)||‘,

i'=l

se reduce al mmimo en su lugar, debido a la utilizacion de la inicializacion P(0) = 8-1I. El algoritmo RLS converge en aproximadamente 2M iteraciones, que es considerablemente mas rapido que para el algoritmo LMS. Otra ventaja es que la convergencia del algoritmo RLS es independiente de los valores propios de R, que no es el caso del algoritmo LMS.

Varios algoritmos RLS que funcionen en paralelo pueden utilizarse con diferentes A y 8, que pueden combinarse con el fin de mejorar el rendimiento, es decir, A = 1 tambien se puede utilizar en el algoritmo (solucion de estado estacionario) con muchos 8:s diferentes.

Hay que senalar que tanto el algoritmo LMS como el algoritmo RLS pueden implementarse con aritmetica de punto fijo, de tal manera que se pueden ejecutar en un procesador que no tenga unidad de coma flotante, tal como un microprocesador o microcontrolador embebido de bajo coste.

Para ilustrar la eficacia del proceso de eliminacion que utiliza un filtro adaptativo, el grafico superior de la Fig. A12 (a) ilustra la senal de error e(n) generada por la estructura de filtro adaptativo en la Fig. A11, que utiliza un algoritmo RLS como algoritmo adaptativo de actualizacion 32, que opera con una senal medida por el sensor venoso 4a en la Fig. A4, a un caudal de 430 ml/min. La estructura de filtro adaptativo esta provista de un perfil de senal predicho obtenido en una medicion de referencia al mismo caudal. El algoritmo RLS, disenado con M = 15, converge despues de aproximadamente 2 M, que es igual a 3 segundos con la frecuencia de muestreo actual de 10 Hz. Por consiguiente, el grafico superior muestra la senal medida despues de la eliminacion de los primeros pulsos. El grafico inferior de la Fig. A12 (a) se incluye como referencia, y muestra la senal medida por el sensor venoso 4a mientras la bomba de sangre 3 esta detenida. Claramente, el filtrado adaptativo es operable para proporcionar, despues de un periodo de convergencia, una senal de supervision que represente correctamente los segundos pulsos.

La Fig. A12 (b) corresponde a la Fig. A12 (a), pero se obtiene de una senal medida por el sensor 4b arterial en la Fig. A4.

Con independencia de la implementacion, el rendimiento del filtro adaptativo 30 (Fig. A11) puede mejorarse aun mas mediante la conmutacion del filtro adaptativo 30 a un modo estatico, en el que el algoritmo de actualizacion 34 este desactivado y por consiguiente los coeficientes del filtro del filtro 32 (Fig. All) esten bloqueados a un conjunto actual de valores. La conmutacion del filtro adaptativo 30 puede ser controlada mediante un proceso externo que analice los segundos pulsos en la senal de error e(n), normalmente en relacion con los datos de los primeros pulsos. Los datos de los primeros pulsos pueden obtenerse de la senal medida, una senal de referencia (vease mas arriba), un sensor de pulsos dedicado, una unidad de control para el primer generador de pulsos, etc. El filtro adaptativo 30 puede ser conmutado en el modo estatico si el proceso externo revela que la frecuencia de segundos pulsos comienza a acercarse a la frecuencia de los primeros pulsos y/o que la amplitud de los segundos pulsos sea muy debil (en relacion con un lfmite absoluto, o en relacion con un lfmite dado por la amplitud de la primeros pulsos). El filtro adaptativo puede permanecer en modo estatico durante un penodo de tiempo predeterminado, o hasta que sea liberado por el proceso.

La invencion principalmente se ha descrito anteriormente con referencia a unas pocas formas de realizacion. Sin embargo, como se apreciara facilmente por una persona experta en la tecnica, son igualmente posibles otras formas de realizacion distintas de las descritas anteriormente con el alcance y esprntu de la invencion, que esta definido y

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limitado solamente por las reivindicaciones de patente adjuntas.

Por ejemplo, las senales medidas y de referencia pueden proceder de cualquier tipo concebible de sensor de presion, por ejemplo que funcione mediante deteccion resistiva, capacitiva, inductiva, magnetica u optica, y que utilice uno o mas diafragmas, fuelles, tubos de Bourdon, componentes piezo-electricos, componentes semiconductores, medidores de tension, hilos resonantes, acelerometros, etc.

Aunque la Fig. A1 indica que el sensor de presion 4a-4c esta conectado al primer subsistema S1, en su lugar puede estar conectado para medir la presion fluida en el segundo subsistema S2. Ademas, el sistema contenedor de fluido no necesita ser dividido en subsistemas primero y segundo S1, S2 conectados a traves de una conexion fluida C, sino en su lugar podna ser un sistema contenedor de fluido unitario asociado con un primer generador de pulsos y un segundo generador de pulsos, en donde cada sensor de presion se dispone en el sistema contenedor de fluido para detectar un primer pulso procedente del primer generador de pulsos y un segundo pulso procedente del segundo generador de pulsos.

Ademas, la tecnica de la invencion es aplicable para supervisar todos los tipos de circuitos de circulacion sangumea extracorporeos en los que se toma la sangre del circuito de sangre sistemico del paciente para someterla a un proceso antes de que sea devuelta al paciente. Dichos circuitos de circulacion sangumea incluyen circuitos para hemodialisis, hemofiltracion, hemodiafiltracion, plasmaferesis, aferesis, oxigenacion por membrana extracorporea, circulacion sangumea asistida y dialisis/asistencia al tngado extracorporea. La tecnica de la invencion es aplicable tambien para supervisar otros tipos de circuitos de circulacion sangumea extracorporeos, tales como circuitos para la transfusion de sangre, la infusion, asf como las maquinas corazon-pulmon.

La tecnica de la invencion es aplicable tambien a sistemas fluidos que contienen otros lfquidos que la sangre. Ademas, la tecnica de la invencion es aplicable para eliminar los pulsos de presion procedentes de cualquier tipo de dispositivo de bombeo, no solo bombas peristalticas rotativas como se describio anteriormente, sino tambien otros tipos de bombas de desplazamiento positivo, tales como bombas peristalticas lineales, bombas de diafragma, como asf como bombas centnfugas. De hecho, la tecnica de la invencion es aplicable para la eliminacion de pulsos de presion que se originan a partir de cualquier tipo de generador de pulsos, ya sea mecanico o humano.

Asimismo, la tecnica de la invencion es aplicable para aislar los pulsos de presion procedentes de cualquier tipo de generador de pulsos, ya sea humano o mecanico.

La tecnica de la invencion no tiene por que funcionar con datos en tiempo real, sino podna ser utilizada para procesar datos fuera de lmea, tales como una senal medida previamente grabada.

APENDICE B

Este Apendice se incorpora como parte integrante de la solicitud de patente internacional y hace referencia a las figuras B1-B20 para describir los metodos y dispositivos para supervisar la integridad de una conexion fluida.

Breve descripcion de los dibujos

Las formas de realizacion de ejemplo se describiran ahora con mas detalle con referencia a los dibujos esquematicos que se acompanan.

La Fig. B1 es una vista esquematica de una disposicion de fluido general.

La Fig. B2 es un diagrama de flujo de un proceso de supervision de acuerdo con un primer ejemplo.

La Fig. B3 (a) es una representacion grafica de la senal medida como una funcion del tiempo, la Fig. B3 (b) es una representacion grafica de la senal medida en la Fig. B3 (a) despues de la filtracion, y la fig. B3 (c) ilustra una medida de dispersion estadfstica calculada para una secuencia de ventanas de tiempo en la senal de la Fig. B3 (b).

La Fig. B4 (a) ilustra un procedimiento de emparejamiento entre una senal medida y un perfil de senal predicho, la Fig. B4 (b) ilustra la posicion de mejor coincidencia y la Fig. B4 (c) es una curva de correlacion que resulta del procedimiento de emparejamiento de la Fig. B4 (a).

La Fig. B5 (a) es una representacion grafica de un segmento de senal que contiene un segundo pulso y la Fig. B5 (b) es una representacion grafica de un segmento de evaluacion generado por un promedio de diez segmentos de senal.

La Fig. B6 es un diagrama de flujo de un proceso de supervision de acuerdo con un segundo ejemplo.

Las Fig. B7 (a) - B7 (d) ilustran el procesamiento de pulsos candidatos identificados en una senal medida.

La Fig. B8 es un diagrama de flujo de una parte de un proceso de supervision de acuerdo con el segundo ejemplo.

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La Fig. B9 es un diagrama de flujo de un proceso de supervision que combina el primer y segundo ejemplos.

La Fig. B10 es una vista esquematica de un sistema de tratamiento de hemodialisis que incluye un circuito de circulacion sangumea extracorporeo.

La Fig. B11 (a) es una representacion grafica en el dominio del tiempo de una senal de presion venosa que contiene ambos las componentes de la frecuencia de bombeo y una senal cardiaca, y la Fig. Bll (b) es una representacion grafica de la senal QUE correspondiente en el dominio de la frecuencia.

La Fig. B12 es un diagrama de flujo de un proceso de supervision de ejemplo.

La Fig. B13 es un diagrama de bloques de un analizador de datos para ejecutar el proceso de la Fig. B12.

Las Fig. B14 (a) y B14 (b) son representaciones graficas en el dominio de tiempo de una senal de presion despues de su procesamiento en un modulo de deteccion de latidos en el analizador de datos de la Fig. B13, con y sin una senal cardiaca.

Las Fig. B15 (a) y B15 (b) son vistas ampliadas de las representaciones graficas de las Fig. B14 (a) y B14 (b).

Las Fig. B16 (a) y B16 (b) son representaciones graficas de las curvas envolventes extrafdas de los datos de las Fig. B15 (a) y B15 (b).

La Fig. B17 es una representacion grafica de la suma de las derivadas como una funcion del tiempo, calculada a partir de las curvas envolventes con y sin una senal cardiaca.

La Fig. B18 es una representacion grafica de la varianza en funcion del tiempo, calculada a partir de las curvas envolventes con y sin una senal cardiaca.

La Fig. B19 es un diagrama que ilustra el funcionamiento de un modulo de deteccion de latidos, para diferentes magnitudes relativas entre el pulso sangumeo y el pulso cardiaco.

La Fig. B20 es una vista esquematica de una disposicion de dispositivos analogicos para la deteccion de una componente de latidos en una senal de presion.

Descripcion detallada de conceptos de la invencion y formas de realizacion

En lo que sigue, se describiran formas de realizacion de ejemplo con referencia a los sistemas contenedores de fluido en general. A partir de aqrn, los conceptos de la invencion se ejemplificaran de forma adicional en el contexto de los sistemas de tratamiento sangumeo extracorporeos.

La Fig. B1 ilustra una disposicion fluida general en el que se establece una conexion fluida C entre un primer sistema contenedor de fluido S1 y un segundo sistema contenedor de fluido S2. La conexion fluida C puede o no puede transferir fluido de un sistema al otro. Un primer generador de pulsos 3 se dispone para generar una serie de ondas de presion en el fluido dentro del primer sistema S1, y un segundo generador de pulsos 3' se dispone para generar una serie de ondas de presion en el fluido dentro del segundo sistema S2. Un sensor de presion 4c se dispone para medir la presion del fluido en el primer sistema S1. Mientras la conexion fluida C esta intacta, las ondas de presion generadas por el segundo generador de pulsos 3' viajaran desde el segundo sistema S2 al primer sistema Si y, por consiguiente, los segundos pulsos procedentes del segundo generador de pulsos 3' seran detectados por el sensor de presion 4c ademas de los primeros pulsos procedentes del primer generador de pulsos 3. Debe senalarse que, cualquiera de los generadores de pulsos primer y segundo 3, 3' puede incluir mas de un dispositivo generador de pulsos. Ademas, dicho cualquier dispositivo generador de pulsos puede ser o no ser parte del respectivo sistema contenedor de fluido Si, S2.

La disposicion fluida de la Fig. B1 incluye ademas un dispositivo de vigilancia 25 que esta conectado al sensor de presion 4c, y posiblemente a uno o mas sensores de presion 4a, 4b adicionales, segun se indica en la Fig. B1. De este modo, el dispositivo de vigilancia 25 adquiere una o mas senales medidas que son dependientes del tiempo para proporcionar una representacion en tiempo real de la presion del fluido en el primer sistema Si. El dispositivo de vigilancia 25 supervisa la integridad de la conexion fluida C, en base al principio de que la presencia de segundos pulsos indica que la conexion fluida C esta intacta, mientras que la ausencia de segundos pulsos indica que la conexion fluida C esta comprometida. La ausencia de segundos pulsos puede llevar al dispositivo de vigilancia 25 a emitir una senal de alarma o de aviso y/o alertar un sistema de control del primer o segundo sistemas contenedores de fluido Si, S2 para tomar la accion apropiada.

El dispositivo de vigilancia 25 puede, de esta manera, configurarse para procesar continuamente la(s) senal(es) medida(s) dependiente(s) del tiempo para determinar si segundos pulsos estan presentes o no. Normalmente, la determinacion implica analizar la(s) senal(es) medida(s), o una version preprocesada de la(s) misma(s), en el dominio del tiempo para calcular un valor de un parametro de evaluacion que es indicativo de la presencia o ausencia de segundos pulsos en la(s) senal(es) medida(s). Dependiendo de la implementacion, el dispositivo de

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vigilancia 25 puede utilizar componentes digitales o componentes analogicos, o una combinacion de los mismos, para recibir y procesar la(s) senal(es) medida(s).

En el contexto de la presente descripcion, "ausencia" de un pulso puede implicar que el pulso haya desaparecido o al menos que ha disminuido en magnitud lo suficiente en comparacion con el pulso estimado como "presente". La evaluacion de la presencia o ausencia puede implicar calcular un valor del parametro de evaluacion en base a la(s) senal(es) medida(s) y comparar el valor del parametro con un valor lfmite.

PRIMER EJEMPLO

La Fig. B2 es un diagrama de flujo que ilustra las etapas de un proceso de supervision de acuerdo con un primer concepto de la invencion. Una senal medida se recibe (etapa 201) y se somete un proceso de filtrado (etapa 202) que elimina, en esencia, los primeros pulsos de la senal medida, mientras que deja al menos parte de los segundos pulsos intactos. La senal medida filtrada se somete, a continuacion, a un analisis en el dominio de tiempo (etapa 203), en el que un valor de un parametro de evaluacion se calcula en base a los valores de senal dentro de una ventana de tiempo en la senal medida filtrada, que se denomina "segmento de evaluacion" en lo que sigue. El calculo se disena normalmente tal que el parametro de evaluacion represente la distribucion de los valores de senal en el segmento de evaluacion. En base al valor resultante del parametro de evaluacion, se decide (etapa 204) si la conexion fluida esta intacta o no, normalmente mediante la comparacion del valor resultante con un valor lfmite.

Para la vigilancia continua, una secuencia temporal de valores de parametros de evaluacion se calcula en base a una secuencia de tiempo de los segmentos de evaluacion obtenidos a partir de la senal medida. Estos segmentos de evaluacion pueden coincidir o no coincidir en el tiempo. En una forma de realizacion, se adquieren secciones individuales de la senal medida, filtradas y se analizadas, una despues de la otra. Cada segmento de evaluacion puede corresponder a una de dichas secciones de la senal medida; por consiguiente, la ventana de tiempo esta ya aplicada cuando se adquiere la senal medida. En otra forma de realizacion, la senal medida se adquiere y filtra de forma continua, despues de lo cual los segmentos de evaluacion se extraen de la senal filtrada y analizada.

La Fig. B3 (a) muestra un ejemplo de una senal medida dependiente del tiempo que contiene pulsos primero y segundo con una magnitud relativa de 10:1. Los pulsos primero y segundo tienen una frecuencia de 1 Hz y 1,33 Hz, respectivamente. La Fig. B3 (b) muestra la senal medida dependiente del tiempo despues de la eliminacion de los primeros pulsos, dejando solo segundos pulsos y el ruido. Hay que senalar que hay una ausencia de segundos pulsos despues de aproximadamente 4 segundos. La Fig. B3 (c) ilustra una medida de la varianza calculada para una secuencia de ventanas de tiempo no coincidentes en la senal medida filtrada de la Fig. B3 (b), siendo cada ventana de tiempo aproximadamente de 0,75 segundos. Evidentemente, mediante el uso de la medida de la varianza como un parametro de evaluacion, es posible detectar la ausencia del segundo pulso en el instante de tiempo de aproximadamente 4 segundos. Un valor lfmite de ejemplo se indica mediante una lmea de puntos.

El primer ejemplo tiene el potencial de proporcionar una medida comparativamente robusta de la integridad de la conexion fluida C. Mediante el analisis de la distribucion temporal de los valores de senal en el segmento de evaluacion, puede obtenerse una tolerancia mejorada al ruido y las senales perturbadoras.

Ademas, en comparacion con las tecnicas que se basan en el analisis en el dominio de la frecuencia de la senal medida para la deteccion de la presencia de segundos pulsos, el primer concepto de la invencion puede proporcionar una mejor tolerancia a las variaciones en el intervalo de repeticion de pulsos del segundo generador de pulsos 3', ya que el primer concepto de la invencion se basa en un analisis en el dominio del tiempo. Dichas variaciones pueden ocurrir, por ejemplo, cuando el segundo generador de pulsos 3' es un corazon humano y, por consiguiente, el segundo sistema S2 es el sistema sangumea de un humano. Las variaciones en el ritmo cardfaco (variabilidad de la frecuencia cardfaca, HRV) provocaran que el pico del corazon en el dominio de la frecuencia se difumine, haciendolo mas diffcil de detectar. En sujetos sanos en condiciones de reposo, la HRV puede ser tan grande como del 15%. Los sujetos no sanos pueden padecer afecciones cardfacas graves, como la fibrilacion auricular y los latidos ectopicos supraventriculares, que pueden conducir a una HRV mayor del 20% y los latidos ectopicos ventriculares, para los que la HRV puede ser mayor del °60%. Estas afecciones cardfacas son comunes entre, por ejemplo, los pacientes de dialisis.

Mientras se selecciona la ventana de tiempo de tal manera que cada segmento de evaluacion contenga al menos un segundo pulso, la presencia/ausencia de segundos pulsos afectara al parametro de evaluacion, si se eligen correctamente. Se puede utilizar una ventana de tiempo de longitud fija, siendo elegida la longitud de la ventana de tiempo con respecto a una frecuencia maxima de repeticion de pulsos del segundo generador de pulsos 3'. La longitud de la ventana de tiempo puede configurarse mediante limitaciones en el segundo generador de pulsos 3' o mediante un lfmite de actuacion seleccionado del metodo de vigilancia. Alternativamente, la longitud de la ventana de tiempo y/o la ubicacion de la ventana de tiempo en la senal de medida filtrada puede ser seleccionada en base a una temporizacion predicha del(de los) segundo(s) pulso(s) a detectar. La adquisicion y el uso de una temporizacion

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predicha ("informacion de temporizacion") seran ejemplificadas mas adelante con referencia al segundo ejemplo.

Aun mas, el analisis en el dominio del tiempo segun el primer concepto de la invencion puede permitir la deteccion mas rapido que un analisis en el dominio de la frecuencia, ya que el primero puede tener la capacidad de detectar un unico segundo pulso en el segmento de evaluacion, mientras que la generacion de un espectro de frecuencia requiere un mayor numero de segundos pulsos en el segmento de evaluacion. Por consiguiente, el analisis en el dominio de la frecuencia puede asociarse con un mayor lapso de tiempo que el analisis en el dominio de tiempo.

El parametro de evaluacion puede ser calculado como una medida de dispersion estadfstica de los valores de la senal dentro del segmento de evaluacion. Los ejemplos no limitantes de medidas de dispersion estadfstica potencialmente utiles incluyen la desviacion estandar (a), la varianza (a2), el coeficiente de variacion (a/|j) y el mdice de dispersion (a2/j). Otros ejemplos incluyen una suma de las diferencias, por ejemplo, dada por

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o una medida de energia o potencia, tal como

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1 = 1

con n que es el numero de valores de la senal x en el segmento de evaluacion. Sin embargo, otros ejemplos incluyen una medida basada en una suma de las diferencias absolutas de un valor medio m , con el valor medio m que esta calculado para los valores de senal en el segmento de evaluacion que utilizan cualquier funcion adecuada, tal como la media aritmetica, la media geometrica, la mediana, etc. Debe senalarse que todas las medidas de dispersion sugeridas anteriormente tambien incluyen variantes normalizadas y/o ponderadas de las mismas.

Como una alternativa o suplemento a calcular una medida de dispersion estadfstica, el parametro de evaluacion puede ser el resultado de un procedimiento de emparejamiento, en el que el segmento de evaluacion se empareja con uno o mas perfiles de senal predichos de un segundo pulso. Preferiblemente, pero no necesariamente, cada perfil de senal predicho representa un unico segundo pulso. Normalmente, el procedimiento de emparejamiento implica la convolucion o correlacion cruzada del segmento de evaluacion y el perfil de senal predicho y el valor del parametro de evaluacion es un valor de correlacion resultante, normalmente el valor maximo de correlacion.

Un procedimiento de emparejamiento en base a la correlacion cruzada se ejemplifica adicionalmente en las Fig. B4 (a) - B4 (c). El procedimiento de emparejamiento se utiliza para distinguir entre las hipotesis

Ho: x(n) = w(n)

Hi: x(n) = s(n) + w(n)

con x(n) que es el segmento de evaluacion, w(n) que es una senal de error que representa las perturbaciones introducidas por el ruido/la interferencia de la senal/los errores de medicion, etc., y s(n) que es el perfil de senal predicho del segundo pulso. Si Hi se estima mas probable que Ho, entonces un segundo pulso ha sido identificado y la conexion fluida C se estima intacta. Si Ho se estima mas probable que Hi, entonces, un segundo pulso no puede ser identificado y la conexion fluida C puede verse comprometida.

La Fig. B4 (a) es un grafico que muestra un ejemplo de un perfil de senal predicho s(n) y un segmento de evaluacion x(n). En este ejemplo particular, el segmento de evaluacion tiene una relacion senal a ruido (SNR) de 4,8 dB, es decir, la energfa del perfil de senal s(n) es 3 veces la energfa de la senal de error w(n). Durante la correlacion cruzada, el perfil de senal s(n) se desliza en varias etapas de tiempo a lo largo del eje de tiempo, segun se indica por la flecha en la Fig. B4 (a), y la integral del producto s(n)^x(n) se calcula para cada etapa de tiempo. La correlacion cruzada da lugar, de esta manera, a una secuencia temporal de valores de correlacion, con el valor maximo de correlacion que indica el instante de tiempo de mejor coincidencia entre x(n) y s(n). La Fig. B4 (b) ilustra la posicion relativa entre x(n) y s(n) en el instante de tiempo de mejor coincidencia, y la Fig. B4 (c) ilustra los valores de correlacion resultantes como una funcion de dichos etapas de tiempo. La magnitud del valor de correlacion maximo, opcionalmente calculado como una media ponderada dentro de un rango alrededor del valor de correlacion maximo (cmax), de este modo puede utilizarse para distinguir entre las hipotesis anteriores.

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Segun se indica en la Fig. B4 (c), el procedimiento de emparejamiento no solo identifica la presencia de un segundo pulso, sino que tambien proporciona una indicacion de la posicion del segundo pulso en el segmento de evaluacion, dada para el instante de tiempo (tp) para el valor de correlacion maximo (cmax). Este instante de tiempo puede utilizarse para evaluar la fiabilidad del valor de correlacion maximo determinado, mediante la comparacion de este instante de tiempo con un instante de tiempo predicho. Un instante de tiempo predicho de este tipo puede obtenerse de informacion de temporizacion antes mencionada, como se explicara mas adelante en relacion con el segundo ejemplo.

El perfil de senal predicho puede generarse como una media de varias grabaciones de segundos pulsos. Por ejemplo, puede ser generado por un promedio de varios segmentos de evaluacion, antes y/o durante el proceso de supervision.

Para mejorar la calidad de la senal del perfil predicho, con o sin promediado, la senal medida puede adquirirse mientras que el primer generador de impulsos esta detenido, con lo que la senal medida esta libre de los primeros pulsos. Por consiguiente, el primer generador de pulsos puede detenerse de forma intermitente durante el proceso de supervision para el calculo de un perfil de senal actualizado de los segundos pulsos.

En otra variante, el perfil de senal predicho se obtiene a partir de una o mas senales de referencia procedentes de un sensor de presion de referencia (por ejemplo, cualquiera de los sensores de presion 4a-4c en la Fig. B1) en el primer sistema. Un sensor de presion de referencia de este tipo se dispone adecuadamente para detectar los segundo pulsos incluso si la conexion de fluida esta comprometida, por ejemplo a traves de una segunda conexion fluida entre los sistemas contenedores de fluido primero y segundo. El sensor de presion de referencia puede instalarse para estar aislado de los primeros pulsos, de manera que la senal de referencia este, en esencia, libre de primeros impulsos. Alternativamente, si la senal de referencia incluye ambos, los primeros y los segundos pulsos, la senal de referencia puede someterse a un proceso de filtrado (por ejemplo, de acuerdo con la etapa 202 en la Fig. B2) para eliminar los primeros pulsos, mientras que se dejan los segundos pulsos intactos en la senal de referencia. Un ejemplo de un sensor de presion de referencia de este tipo es un sensor de presion arterial en un circuito de circulacion sangumea extracorporeo, que se describira adicionalmente mas adelante. En un circuito de circulacion sangumea extracorporeo de este tipo, la(s) senal(es) medida(s) puede(n) proceder de uno o mas sensores de presion venosa, por ejemplo, si el proceso de supervision tiene por objeto la supervision de la integridad de la conexion fluida del lado venoso entre el circuito de circulacion sangumea extracorporeo y un paciente.

En una implementacion espedfica, la senal de referencia se obtiene de forma continua o intermitente durante el proceso de supervision y el perfil de senal predicho se calcula de forma continua o intermitente en base a la senal de referencia. Por consiguiente, en el contexto del circuito de circulacion sangumea extracorporeo antes mencionado, la integridad de la conexion fluida del lado venoso puede supervisarse emparejando de forma continua los segmentos de evaluacion del sensor de presion venosa con un perfil de senal predicho obtenido del sensor de presion arterial. Incluso es concebible que el perfil de senal predicho se actualice para cada segmento de evaluacion (denominada "supervision smcrona" en lo que sigue). El procedimiento de emparejamiento puede beneficiarse de la utilizacion de la informacion de temporizacion, segun se explicara adicionalmente mas adelante en relacion con el segundo concepto de la invencion. Alternativamente, el perfil de senal predicho puede ser pregenerado, por ejemplo, mediante promediando las grabaciones de los segundos pulsos de varias disposiciones fluidas, similares a la que se esta supervisando (vease., la Fig. B1). Opcionalmente, un perfil de senal pregenerado de este tipo puede adaptarse a los detalles de la disposicion fluida a ser supervisada, mediante la aplicacion de un modelo matematico, que tenga en cuenta los parametros de la disposicion espedfica, tales como el tipo de conexion fluida, el caudal, las caractensticas del fluido, etc. Como alternativa, el perfil de senal predicho puede obtenerse en su totalidad mediante modelado matematico en base a los parametros de la disposicion espedfica. De acuerdo aun con otra alternativa mas, un perfil estandar es utilizado como perfil de senal predicho, por ejemplo, una funcion en forma de campana, tal como una funcion de distribucion gaussiana.

Con el fin de mejorar la deteccion de los segundos pulsos, es concebible someter la senal medida filtrada/el segmento de evaluacion a un proceso de mejora de senal, que elimina las componentes de alta frecuencia (vease., la senal de error w(n)), antes del calculo del valor del parametro de evaluacion. Un proceso de mejora de senal de este tipo puede implicar someter la senal medida filtrada/el segmento de evaluacion a un filtrado de paso bajo. Sin embargo, se puede conseguir una mejora mas significativa en la SNR del segmento de evaluacion mediante un promedio de varios segundos pulsos consecutivos en la senal medida filtrada, de nuevo en base a la temporizacion predicha antes mencionada de(de los) segundo(s) pulso(s) (es decir, la informacion de temporizacion). Un proceso de mejora de senal de este tipo implicana, por consiguiente, el uso de la temporizacion predicha para identificar un conjunto de segundos segmentos de pulso en la senal medida filtrada, que alinea los segmentos de los segundos pulsos en el dominio del tiempo en base a la temporizacion predicha y que genera una representacion promedio mediante la suma de los valores de senal alineados para cada valor de tiempo en el dominio del tiempo. Opcionalmente, la representacion promedio se normaliza mediante el numero de segundos segmentos de pulsos para generar un promedio verdadero. La representacion promedio puede entonces utilizarse como el segmento de

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evaluacion antes mencionado o el segmento de evaluacion puede extraerse de una ventana de tiempo de la representacion promedio.

El proceso de mejora de la senal se ejemplifica adicionalmente en las Fig. B5 (a) - B5 (b). La Fig. B5 (a) es una representacion en el dominio de tiempo de una senal medida filtrada x(n) = s(n) + w(n) con una SNR de -9 dB, es decir, la energfa de la senal de error w(n) es 8 veces la energfa del perfil de senal s(n), que hace el analisis en el dominio del tiempo para la deteccion del segundo pulso diffcil, si no imposible. La Fig. B5 (b) es una representacion en el dominio del tiempo despues de un promedio de 10 segundos segmentos de pulso diferentes similares al de la Fig. B5 (a). Claramente, la SNR se ha mejorado significativamente, lo que permite que un segundo pulso sea detectado utilizando el analisis en el dominio de tiempo.

Debe entenderse que el proceso de supervision de la Fig. B2 puede operar con mas de una senal medida, si la disposicion fluida a supervisar incluye mas de un sensor de presion (vease., 4a, 4b en la Fig. B1). En una configuracion de este tipo, el proceso de mejora de senal descrito anteriormente puede implicar el uso de informacion de temporizacion mencionada anteriormente para identificar y promediar los segundos segmentos de pulso de al menos dos senales medidas filtradas procedentes de diferentes sensores de presion. Por consiguiente, los segundos segmentos de pulso pueden ser extrafdos de las ventanas de tiempo plurales en cada senal medida, y/o de una o mas ventanas de tiempo en las diferentes senales medidas.

El proceso de filtrado de acuerdo con la etapa 202 en la Fig. B2 tiene por objeto la eliminacion de los primeros pulsos de la senal medida hasta un punto en que los segundos pulsos puedan ser detectados mediante el analisis en el dominio de tiempo subsiguiente (etapa 203). Por ejemplo, un filtro peine y/o una combinacion de filtros elimina banda o de rechazo de banda, normalmente acoplados en cascada, pueden operarse en la senal medida para bloquear todas las componentes de frecuencia procedentes del primer generador de pulsos 3. Alternativamente, dicho bloqueo puede lograrse mediante la utilizacion de uno o mas filtros adaptativos y filtros de rechazo de banda equivalente, por ejemplo, segun se describe en el documento WO 97/10013 anteriormente mencionado. En todavfa otra forma de realizacion alternativa, la senal medida se procesa en el dominio del tiempo para cancelar los primeros pulsos. En una forma de realizacion de este tipo, puede obtenerse un perfil de senal estandar de los primeros pulsos, que se sustrae, a continuacion, de la senal medida con la amplitud y fase adecuadas. La fase esta indicada por la informacion de fase que se puede obtener a partir de una senal generada por un sensor de fase acoplado al primer generador de pulsos 3 o de una senal de control para el primer generador de pulsos 3. El perfil de senal estandar puede obtenerse a partir de uno o mas de los sensores de presion 4a-4c en el primer circuito contenedor de fluido S1, adecuadamente mediante la identificacion y promedio de un conjunto de primeros segmentos de pulso de la(s) senal(es) medida(s) de manera similar al proceso de mejora de senal anteriormente mencionado. El perfil de senal estandar puede o no puede actualizarse de forma intermitente durante el proceso de supervision. Alternativamente, se utiliza un perfil de senal estandar predeterminado, que opcionalmente puede estar modificado de acuerdo con un modelo matematico que toma en cuenta el desgaste en el primer generador de pulsos, los caudales de fluido, las dimensiones del conjunto de tubos, la velocidad del sonido en el fluido, etc. Hay que senalar que mediante el filtrado de la senal medida en el dominio del tiempo, en lugar del dominio de la frecuencia, es posible eliminar los primeros pulsos y todavfa retener los segundos pulsos, incluso si los pulsos primeros y segundos coinciden en el dominio de la frecuencia.

SEGUNDO EJEMPLO

La Fig. B6 es un diagrama de flujo que ilustra las etapas de un proceso de supervision de acuerdo con un segundo ejemplo. En este proceso, una senal medida se recibe (etapa 601) y se obtiene informacion de temporizacion de la senal medida o de otra manera (etapa 602). La informacion de temporizacion es indicativa de la temporizacion de los segundos pulsos de la senal medida. Posteriormente, la senal medida se procesa (etapa 603) en base a la informacion de temporizacion, para calcular un valor de un parametro de evaluacion que es indicativo de la presencia o ausencia de un segundo pulso en la senal medida. En base al valor resultante del parametro de evaluacion, se decide (etapa 604) si la conexion fluida esta intacta o no, normalmente mediante la comparacion del valor resultante con un valor lfmite.

Por consiguiente, en el segundo ejemplo, la informacion de temporizacion indica la posicion esperada de un segundo pulso en la senal medida. Esta informacion adicional puede permitir que el segundo pulso sea identificado a partir de otros tipos de caractensticas de senal, por ejemplo, diferencias/parametros de evaluacion mas simples y/o puede permitir una mayor fiabilidad en la deteccion de la presencia/ausencia de segundos pulsos.

Ademas, como se ha explicado anteriormente, la provision de informacion de temporizacion permite la mejora de senal mediante la identificacion y promedio de segundos segmentos de pulso en una o mas senales medidas. La mejora de la senal puede aumentar el SNR de la senal medida, lo que permite el uso de una medida rudimentaria como parametro de evaluacion, tal como la amplitud de la senal, el maximo local, la media local, etc. Esto puede servir para mejorar la velocidad de procesamiento y/o permitir equipos de deteccion menos sofisticados.

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Debe entenderse que el segundo concepto de la invencion se puede combinar con cualquiera de las caractensticas del primer concepto de la invencion. Por ejemplo, la senal medida puede ser filtrada para eliminar los primeros pulsos, y el parametro de evaluacion puede ser calculado para un segmento de evaluacion dado por los valores de senal dentro de una ventana de tiempo en la senal medida filtrada. Ademas, cualquiera de los parametros de evaluacion sugeridos en relacion con el primer concepto de la invencion es igualmente aplicable al segundo concepto de la invencion. Debe notarse, sin embargo, que el filtrado de la senal medida no es una caractenstica esencial del segundo concepto de la invencion, ya que el uso de la informacion de temporizacion puede permitir que los segundos pulsos sean detectados en la senal medida, incluso en presencia de los primeros pulsos.

El segundo ejemplo tambien puede mejorar la velocidad de deteccion, ya que la informacion de temporizacion puede proporcionar un instante de tiempo predicho para el segundo pulso en la senal medida/senal medida filtrada/segmento de evaluacion. De este modo, el numero de valores de senal que necesitan ser procesados para el calculo del valor del parametro de evaluacion se puede reducir. Por ejemplo, el procedimiento de emparejamiento antes mencionado puede simplificarse, ya que la correlacion entre el perfil de senal predicho y el segmento de evaluacion solo tiene que ser calculado para el instante de tiempo predicho o un rango de tiempo limitado alrededor de este instante de tiempo predicho. En consecuencia, el calculo de una medida de dispersion estadfstica o la medida rudimentaria mencionada anteriormente puede simplificarse, ya que la disposicion de la informacion de temporizacion hace que sea posible reducir el tamano de la ventana de tiempo para extraer el segmento de la evaluacion, mientras que todavfa se asegura que cada segmento de evaluacion incluye al menos un segundo pulso. Por ejemplo, el tamano de la ventana de tiempo puede reducirse si la informacion de temporizacion indica un intervalo de pulso mas corto entre los segundos pulsos y/o la ventana de tiempo puede estar centrada en el instante de tiempo predicho de cada segundo pulso.

Aun mas, el segundo concepto de la invencion permite la evaluacion de la fiabilidad de un valor del parametro de evaluacion calculado, mediante la comparacion de un instante de tiempo asociado con el valor del parametro de evaluacion con un instante de tiempo predicho dado por la informacion de temporizacion. Por ejemplo, el instante de tiempo de un valor de correlacion maxima obtenida en el procedimiento de emparejamiento antes mencionado puede ser comparado con un instante de tiempo predicho para un segundo pulso. Si estos instantes de tiempo se desvfan demasiado, el proceso de supervision puede determinar que un segundo pulso esta ausente, a pesar de que la magnitud del valor de correlacion podna indicar la presencia de un segundo pulso.

La informacion de temporizacion puede obtenerse en una cualquiera de varias maneras diferentes. Por ejemplo, la informacion de temporizacion se puede extraer de la senal de salida de un sensor de pulsos acoplado al segundo sistema contenedor de fluido. La senal de salida puede indicar segundos pulsos individuales o un tiempo medio entre segundos pulsos. En cualquiera de los casos, un instante de tiempo predicho para un segundo pulso en la senal medida puede ser calculado en base a la senal de salida del sensor de pulsos y una diferencia conocida en el tiempo de llegada entre el sensor de pulsos y el(los) sensor(es) de presion que genera(n) la(s) senal(es) medida(s). El sensor de pulsos puede detectar las ondas de presion que se generan en el fluido por el generador de segundos pulsos, o puede reflejar directamente el proceso de generacion de pulsos en el segundo generador de pulsos, por ejemplo, a traves de una senal de control para el segundo generador de pulsos o un medidor de la frecuencia de pulso mecanicamente acoplado al segundo generador de pulsos. En una aplicacion, que se ejemplifica adicionalmente mas adelante, el segundo sistema contenedor de fluido es un sistema sangumeo de un humano, y el generador de pulsos es un corazon humano. En una aplicacion de este tipo, la informacion de temporizacion puede ser proporcionada por cualquier sensor de pulsos convencional, tal como un reloj de pulso, un oxfmetro de pulso, un electrocardiografo, etc.

Alternativamente, la informacion de temporizacion se puede obtener en base a la temporizacion relativa de los segundos pulsos detectados previamente en la senal medida, por ejemplo, dados por los instantes de tiempo asociados con los valores de parametros de evaluacion previamente calculados. Por ejemplo, la diferencia de tiempo entre los dos segundos pulsos mas recientemente detectados puede ser utilizada para predecir el instante de tiempo para el(los) segundo(s) pulso(s) subsiguiente(s).

Alternativamente, la informacion de temporizacion se puede obtener de una o mas senales de referencia procedentes de un sensor de presion de referencia en el primer sistema. Un sensor de presion de referencia de este tipo se dispone adecuadamente para detectar los segundos pulsos incluso si se ve comprometida la conexion fluida, por ejemplo a traves de una segunda conexion fluida entre el primer y segundo sistemas contenedores de fluido.

Un ejemplo de un sensor de presion de referencia de este tipo es un sensor de presion arterial en un circuito de circulacion sangumea extracorporeo, que se describira adicionalmente mas adelante. En un circuito de circulacion sangumea extracorporeo de este tipo, la(s) senal(es) de medicion puede(n) proceder de uno o mas sensores de presion venosa, por ejemplo, si el proceso de supervision tiene por objeto la supervision de la integridad de la conexion fluida del lado venoso entre el circuito de circulacion sangumea extracorporeo y un paciente. La senal de referencia puede ser procesado para la deteccion de al menos un segundo pulso, utilizando cualquier tecnica adecuada, que incluye las tecnicas en el dominio del tiempo descritas en la presente memoria. El instante de tiempo

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del segundo pulso detectado en la senal de referencia, a continuacion, se puede convertir en un instante de tiempo predicho en la senal medida/senal medida filtrada/segmento de evaluacion utilizando una diferencia conocida/medida en la llegada del pulso/transito de tiempo entre el sensor de referencia y el(los) sensor(es) de presion utilizado(s) para la supervision. Por consiguiente, en una forma de realizacion, la diferencia en el tiempo de transito es dada por un valor fijo y predefinido.

En otra forma de realizacion, la diferencia en el tiempo de transito entre una lmea sangumea en el lado arterial y una lmea sangumea en el lado venoso en el circuito de circulacion sangumea extracorporeo se determina en base a la arteria actual y las presiones venosas (absoluta, relativa, o promedio), que se puede derivar de cualquier sensor adecuado del circulacion sangumea extracorporeo (que incluye los sensores de presion venosa y arterial). El tiempo de transito disminuye si la presion aumenta, es decir, alta presion es igual a tiempo de transito corto. Durante el funcionamiento del circuito de circulacion sangumea extracorporeo, la presion venosa debena ser mayor que la presion arterial, y por lo tanto el tiempo de transito debe ser mas corto en la lmea sangumea venosa en comparacion con el tiempo de transito en la lmea sangumea arterial. La diferencia en el tiempo de transito puede ser determinada en base a, por ejemplo, un modelo ffsico o una tabla de consulta. El modelo/tabla no solo puede incluir informacion acerca de la presion (absoluta, relativa, o promedio), sino tambien informacion sobre el material (elasticidad, plasticidad, etc.), geometna (longitud, diametro, espesor de pared, etc.), temperatura (ambos fluidos y temperatura ambiente), los factores mecanicos (abrazadera, tension, actuadores, retorcidos/oclusion, etc.), las propiedades del fluido (viscosidad, agua/sangre, composicion qrnmica, etc.), etc. La diferencia determinada de este modo en el tiempo de transito puede entonces ser utilizada para relacionar un instante de tiempo de un segundo pulso detectado en la senal de referencia del sensor de presion arterial tiempo a un instante de tiempo predicho en senal medida/senal medida filtrada/segmento de evaluacion procedente del sensor de presion venosa.

En una variante, una estimacion mejorada de la informacion de temporizacion se puede obtener mediante la alineacion y adicion de la senal medida/segmento de evaluacion (derivada de la senal de presion venosa) con una senal de referencia filtrada correspondientemente (derivada de la senal de presion arterial) , para calcular de esta manera una senal promedio dependiente del tiempo con una mejor SNR. La alineacion puede basarse en la mencionada diferencia en el tiempo de transito, dada por y las presiones reales arterial y venosa (absoluta, relativa, o promedio). Mediante la identificacion de uno o mas segundo(s) pulso(s) en la senal promedio dependiente del tiempo, se obtiene una estimacion mejorada de la informacion de temporizacion.

Alternativa o adicionalmente, para mejorar potencialmente la precision de la informacion de temporizacion, la informacion de temporizacion se puede obtener mediante la detencion intermitentemente del primer generador de pulsos, al tiempo que se identifica al menos un segundo pulso en la senal de referencia o la senal medida.

Opcionalmente, el proceso de obtencion de informacion de temporizacion en base a un segundo pulso identificado, ya sea en la senal de referencia o la senal medida, puede implicar la validacion del segundo pulso identificado (un pulso candidato) contra un criterio temporal. Un criterio temporal de este tipo puede, por ejemplo, indicar un lfmite superior y/o un lfmite inferior para la diferencia de tiempo entre el instante de tiempo para el pulso candidato y uno o mas anteriormente identificados (y adecuadamente validados) segundos pulsos. Estos lfmites pueden ser fijados o pueden configurarse de forma dinamica en relacion con una diferencia de tiempo anterior. Cualquier pulso candidato que viole el criterio temporal puede ser eliminado/descartado del uso en la obtencion de la informacion de temporizacion.

En todavfa otra alternativa, la informacion de temporizacion se obtiene a partir de una senal medida utilizando un enfoque iterativo. En este enfoque iterativo, la senal medida se procesa para calcular una secuencia temporal de valores de parametros de evaluacion, por ejemplo, en base al primer concepto de la invencion. Estos valores de los parametros de evaluacion identifican una secuencia de pulsos candidatos y los instantes de tiempo candidatos asociados, que se validan con un criterio temporal. Un criterio temporal de esta tipo puede, por ejemplo, indicar un lfmite superior y/o un lfmite inferior para la diferencia de tiempo entre los instantes de tiempo candidato. El criterio temporal puede estar dada por limitaciones en el segundo generador de pulsos 3'. Cualesquiera instantes de tiempo candidatos que violen el criterio temporal pueden ser eliminados/descartados y la informacion de temporizacion se puede obtener a partir de los instantes de tiempo restantes.

Los diferentes metodos de validacion pueden ser utilizados dependiendo de la disponibilidad de informacion de temporizacion anterior, es decir, informacion sobre instantes de tiempo de segundos pulsos precedentes. Dicha informacion de tiempo anterior puede estar dada por cualquiera de los metodos descritos en lo anterior, o resultar de una iteracion anterior del enfoque iterativo.

La Fig. B7 (a) ilustra una secuencia de impulsos de candidatos (indicados por X), asf como una secuencia de segundos pulsos precedentes (indicados por Y), colocados sobre un eje de tiempo. En una primera etapa de validacion, los instantes de tiempo predicho (flechas 4 en la Fig. B7 (b)) se calculan en base a la informacion de

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temporizacion anterior (por ejemplo, los segundos pulsos Y). En una segunda etapa de validacion, se aplica un primer criterio temporal para eliminar/descartar cualesquiera pulsos candidates que se encuentren demasiado lejos de los instantes de tiempo predichos, segun tambien se muestra en la Fig. B7 (b). En una tercera etapa de validacion, se aplica un segundo criterio temporal para retener solo el pulso candidato con el mayor valor del parametro de evaluacion entre los pulsos candidatos que estan demasiado cerca entre sf, segun se muestra en la Fig. B7 (c).

Un metodo de validacion diferente puede utilizarse si la informacion de temporizacion anterior no esta disponible. La Fig. B8 es un diagrama de flujo de un metodo de validacion de este tipo. La etapa 801 inicial de la identificacion de pulsos candidatos es seguida por una primera etapa de validacion 802, en el que se aplica un primer criterio temporal para retener solo el pulso candidato con el mayor valor del parametro de evaluacion entre cualesquiera pulsos candidatos que esten demasiado cerca entre su La Fig. B7 (d) muestra un resultado de ejemplo de la aplicacion de la primera etapa de validacion 802 a la secuencia de pulsos candidatos en la Fig. B7 (a). A continuacion, en la etapa 803, se forman diferentes combinaciones de los pulsos candidatos restantes. En la etapa 804, se calcula una representacion promedio para cada dicha combinacion, alineando y sumando los segmentos de senal correspondientes de la senal medida/senal medida filtrada. Las combinaciones se pueden formar en base a un segundo criterio temporal que define un lfmite superior y/o un lfmite inferior para la diferencia de tiempo entre los pulsos candidatos. En una segunda etapa de validacion 805, se calcula un valor del parametro de evaluacion para cada dicha representacion promedio y se extrae el valor maximo del parametro de evaluacion. Finalmente, en la etapa 806, se decide si la conexion fluida esta intacta o no, comparando el valor maximo del parametro de evaluacion con un valor lfmite. Si el valor maximo del parametro de evaluacion supera el valor lfmite, se puede concluir que un segundo pulso esta presente y que la conexion fluida esta intacta. Se puede senalar que no hay necesidad de extraer de forma explteita la informacion de temporizacion en el metodo de validacion en la Fig. B8, ya que la utilizacion de la informacion de temporizacion esta incorporada en la etapa final 806 de determinacion de la integridad de la conexion fluida.

Debe senalarse tambien que los diferentes parametros de evaluacion y/o valores lfmite pueden usarse en las etapas 801 y 806. Tambien es concebible el uso de una combinacion de dos o mas de los anteriores metodos alternativos para la obtencion de la informacion de temporizacion.

La Fig. B9 es un diagrama de flujo de una forma de realizacion que combina las caractensticas del primer y segundo conceptos de la invencion. Espedficamente, se obtiene una senal medida y se filtra segun las etapas 201 y 202 del primer concepto de la invencion. A continuacion, en la etapa 202', se procesa la senal medida filtrada para la mejora de la senal, en base a la informacion de temporizacion. Como se discutio anteriormente en relacion con la Fig. b5, la etapa 202' normalmente implica la identificacion, alineacion y suma de un conjunto de segundos segmentos de pulso en la senal de medida filtrada, para crear una representacion de la senal promedio. Se calcula un valor del parametro de evaluacion a continuacion, en base a la representacion de la senal mejorada de acuerdo con la etapa 203/603 del primer/segundo concepto de la invencion y se decide si la conexion fluida esta intacta o no (etapas 204/604). El metodo tambien implica recibir una senal medida (que puede ser la misma senal medida como en la etapa 201 o la senal de referencia antes citada) de acuerdo con la etapa 601 del segundo concepto de la invencion. A continuacion, la senal medida/de referencia se filtra para eliminar el primer pulso, si se requiere, de acuerdo con la etapa 202 del primer concepto de la invencion. Por ultimo, la informacion de temporizacion se obtiene segun la etapa 602 del segundo ejemplo.

COMBINACIONES DE TECNICAS DE SUPERVISION

Como se ha explicado en lo que antecede, la tecnica para la supervision de la integridad de la conexion fluida se puede basar en cualquiera de las primera y segunda formas de realizacion de ejemplo o una combinacion de los mismas. Tambien es posible combinar una tecnica de supervision de la invencion de este tipo con una o mas tecnicas de supervision convencionales que, por ejemplo, impliquen la utilizacion de un detector de aire, o una comparacion de los niveles medios de presion con valores lfmites como se ha descrito a modo de introduccion. Otras tecnicas de supervision convencionales se describen en el documento WO 97/10013 antes mencionado y el documento US2005/0010118.

Tambien podna ser deseable combinar las tecnicas de supervision de la invencion con otras tecnicas que esten especialmente disenadas para manejar condiciones adversas de funcionamiento. Una de dichas condiciones de funcionamiento puede surgir cuando el primer y segundo impulsos coinciden en el dominio de la frecuencia. Como se discutio anteriormente en relacion con la etapa 202 de la Fig. B2, una condicion de funcionamiento de este tipo podna ser manejada mediante el filtrado de la senal medida en el dominio del tiempo. Sin embargo, la precision de supervision puede aumentarse aun mas mediante la combinacion de la tecnica de supervision de la invencion con una tecnica de enganche de fase o un metodo de deteccion de latidos, que se describira a continuacion.

La tecnica de enganche de fase implica el control del primer/segundo generador de pulsos 3, 3' con el fin de sincronizar la frecuencia del pulso de los primer y segundo generadores de pulsos 3, 3' mientras se aplica una

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diferencia de fase entre el primer y segundo pulsos. De este modo, el primer y segundo pulsos seran separados en el tiempo y pueden ser detectados utilizando el analisis en el dominio de tiempo de acuerdo con el primero y/o segundo conceptos de la invencion. La diferencia de fase puede ser de aproximadamente 180°, ya que esto puede maximizar la separacion de los primeros y segundos pulsos en el dominio del tiempo. La tecnica de enganche de fase puede ser activada cuando se detecta que la frecuencia del segundo generador de pulsos se aproxima a una frecuencia del primer generador de pulsos o viceversa.

El metodo de deteccion de latidos es una alternativa o tecnica de supervision complementaria que implica la evaluacion de la presencia o ausencia de una senal de latido en la senal medida para determinar la integridad de la conexion fluida. La senal de latido se manifiesta como una modulacion en amplitud de la senal medida y esta formada por la interferencia entre las ondas de presion generadas por el primer generador de pulsos y las ondas de presion generadas por el segundo generador de pulsos. En lugar de tratar de identificar segundos pulsos en la senal medida, la presencia de segundos pulsos se identifica a traves del efecto secundario del latido. Generalmente, el latido es un fenomeno que es especialmente notable cuando se suman juntas dos senales con frecuencias muy proximas entre sf. Por consiguiente, la deteccion de senal de latido esta inherentemente bien adaptada para ser utilizada cuando los primer y segundo pulsos estan estrechamente espaciados en el dominio de la frecuencia. La senal de latido puede o no puede ser detectada mediante el analisis de la senal medida en el dominio del tiempo. Adecuadamente, la deteccion del latido implica la obtencion de una o mas frecuencias espedficas relacionadas con el primer generador de pulsos y la creacion de al menos una senal medida filtrada en la que todas menos una de dichas frecuencias espedficas se eliminan. La senal de latido se puede detectar, a continuacion, mediante la determinacion de una curva envolvente de la senal medida filtrada. El metodo de deteccion del latido es el tema de la solicitud de patente sueca en tramitacion con la presente del solicitante No. 0800890-6 y la solicitud de patente provisional de los Estados Unidos N° 61/045642, ambas presentadas el 17 de abril de 2008.

Debe entenderse que, en cualquiera de las combinaciones anteriores, las diferentes tecnicas de supervision pueden llevarse a cabo en serie, en cualquier orden, o en paralelo.

MEJORAS EN EL RENDIMIENTO

El rendimiento de los diferentes metodos de supervision de la integridad de una conexion fluida como se describe en la presente memoria puede mejorarse mediante la aplicacion de cualquiera de las siguientes variaciones.

Prueba de hipotesis

La determinacion de la integridad de la conexion fluida entre los primer y segundo sistemas contenedores de fluido podna representarse mediante una prueba de hipotesis. En esta prueba de hipotesis, el valor del parametro de evaluacion p anteriormente mencionado se compara con un valor lfmite. La salida de la hipotesis es una decision, que puede ser "conexion fluida intacta" (Hi) si p>Yi, "conexion fluida comprometida" (H0) si p<Y0 o "decision incierta" si Y0^P^Yi, en donde Y0 y Y1 son diferentes valores lfmite.

Magnitud dependiente tecnica de monitorizacion

La tecnica de supervision puede ser ajustada dinamicamente en base a la magnitud de los primeros y/o segundos pulsos en la senal medida y/o en la senal de referencia. El ajuste dinamico puede afectar el proceso de obtencion de informacion de temporizacion y/o el proceso de obtencion del valor del parametro en base a la senal medida.

Por ejemplo, si la magnitud (por ejemplo, la amplitud) de los segundos pulsos en la senal de referencia resulta ser mas pequena que la magnitud (por ejemplo, la amplitud) de los segundos pulsos en la senal medida o menor que un lfmite absoluto predeterminado, la informacion de temporizacion puede obtenerse en base a la senal medida, mientras que de otro modo la informacion de temporizacion se obtiene en base a la senal de referencia (o viceversa). Por consiguiente, con referencia a la Fig. B9, etapa 601 se ajusta en base a la magnitud de los segundos pulsos.

En otro ejemplo, si la magnitud (amplitud) de los segundos pulsos de la senal de referencia de nuevo resulta ser demasiado pequena, el metodo de supervision puede cambiarse a otro metodo para detectar la presencia o ausencia de los segundos pulsos en la senal medida, por ejemplo, un metodo que funcione sin informacion de temporizacion (por ejemplo, omitiendo las etapas 601,602, 202 y 202' en la Fig. B9).

En los ejemplos anteriores, si la magnitud de los primeros y segundos pulsos son entidades covariantes, el ajuste dinamico puede basarse alternativamente en la magnitud de los primeros pulsos o la magnitud de una combinacion de los primeros y segundos pulsos.

Tecnica de supervision basada en los registros de datos de pacientes

Cuando el segundo sistema contenedor de fluido (S2 en la Fig. B1) es un sistema sangurneo de un paciente, el metodo de supervision puede configurarse para acceder y utilizar la informacion espedfica del paciente, es decir, los

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registros de datos existentes para el paciente, por ejemplo, obtenidos en tratamientos anteriores del mismo paciente. La informacion espedfica del paciente puede almacenarse en una memoria interna del dispositivo de vigilancia (25 en la Fig. B1), en una memoria externa que se hace accesible para el dispositivo de vigilancia o en una tarjeta de paciente donde la informacion es transmitida, por ejemplo, de forma inalambrica al dispositivo de vigilancia, por ejemplo, mediante RFID (identificacion por radiofrecuencia). Por ejemplo, el dispositivo de vigilancia puede comparar la senal medida filtrada o un parametro derivado de la misma con la informacion espedfica del paciente. Si se identifican grandes diferencias, puede emitirse un aviso y/o la tecnica de supervision puede ser modificada (o elegida de acuerdo con una tabla predeterminada). Ademas, la informacion espedfica del paciente puede ser utilizada por el dispositivo de vigilancia para optimizar la tecnica de supervision, por ejemplo, mediante la determinacion de los valores lfmites personales para la utilizacion en los algoritmos/procesos anteriores. La informacion espedfica del paciente tambien puede ser utilizada por el dispositivo de vigilancia para determinar si se deben utilizar una tecnica de supervision alternativa o combinaciones de las tecnicas de supervision.

Uso de la informacion de las paradas regulares del primer generador de pulsos

En una forma de realizacion, el primer generador de impulsos es de forma regular (de forma intermitente o periodica) detenido y la senal medida y/o la senal de referencia se analizan para determinar la amplitud, la frecuencia y la fase de los segundos pulsos. Esta informacion resultante puede utilizarse para lograr la deteccion mediante la tecnica de enganche de fase mencionada anteriormente.

Alternativa o adicionalmente, si la magnitud (por ejemplo, amplitud) del(de los) segundo(s) pulso(s) detectado(s) durante una parada de este tipo es mas pequeno que un cierto lfmite (escogidos con un margen para la deteccion segura), puede emitirse una alerta de "deteccion incierta". Alternativamente, si la magnitud es menor que otro lfmite, el primer generador de pulsos puede controlarse de forma activa para ser detenido en intervalos de tiempo espedficos, en los que la informacion obtenida durante cada parada puede utilizarse para modificar la tecnica de supervision. Por ejemplo, la informacion obtenida de este modo puede utilizarse para cambiar (o anadir) valores lfmite en los algoritmos/procesos anteriores o para determinar si se deben utilizar una tecnica de supervision alternativa o combinaciones de las tecnicas de supervision. En otro ejemplo, si la informacion obtenida de este modo indica la frecuencia de pulso de los segundos pulsos, un filtro pasa banda dedicado (por ejemplo, centrado en la frecuencia de pulso obtenida de este modo) puede operarse en la senal medida/senal de medida filtrada/segmento de evaluacion para mejorar adicionalmente la entrada al proceso para la obtencion de la informacion de temporizacion (vease., etapa 602 en la Fig. B6) y/o el proceso para la obtencion del valor del parametro en base a la senal medida (vease., etapa 203/603 en las Fig. B2 y B9). En una forma de realizacion, se aplica un filtro paso banda de este tipo si se encuentra que las frecuencias de los primeros y segundos pulsos difieren mas de un cierto lfmite, por ejemplo aproximadamente el 10%.

En otra forma de realizacion, el primer generador de pulsos se controla de forma selectiva a fin de reducir el caudal a traves de la disposicion fluida. Al reducir el caudal, es posible aceptar un tiempo de respuesta mas largo del proceso de supervision a una condicion de fallo, mientras que un tiempo de respuesta mas largo de este tipo puede servir para mejorar la precision del proceso de supervision de la deteccion de las condiciones de fallo.

SUPERVISION DE UN CIRCUITO DE CIRCULACION SANGWNEA EXTRACORPOREO

En lo que sigue, con el proposito de ilustracion solamente, se describe una implementacion de las formas de realizacion de ejemplo primera y segunda para supervisar la integridad de una conexion fluida en el contexto del tratamiento sangumeo extracorporeo. El siguiente ejemplo implica una combinacion con el metodo de deteccion de latidos mencionado anteriormente. Esto es solo un ejemplo, y el proceso de supervision puede implementarse igualmente sin el metodo de deteccion de latidos y/o en combinacion con cualquiera de las otras tecnicas de supervision descritas anteriormente.

Hay que entender que la siguiente implementacion, asf como el metodo de deteccion de latidos, no se limita al tratamiento sangumeo extracorporeo, sino que es aplicable en general para supervisar la integridad de una conexion fluida entre los sistemas contenedores de fluido primero y segundo.

La Fig. B10 muestra un ejemplo de un circuito de circulacion sangumeo extracorporeo 20 del tipo que se utiliza para la dialisis. El circuito de circulacion sangumeo extracorporeo 20 comprende los componentes 1-14 que se describen a continuacion. Por consiguiente, el circuito de circulacion sangumeo extracorporeo 20 comprende un dispositivo de acceso para la extraccion de sangre en la forma de una aguja arterial 1, y un segmento de tubo arterial 2 que conecta la aguja arterial 1 a una bomba de sangre 3 que puede ser de tipo peristaltico, como se indica en la Fig. B10. En la entrada de la bomba hay un sensor de presion 4a (en lo sucesivo denominado sensor arterial) que mide la presion antes de la bomba en el segmento de tubo arterial 2. La bomba de sangre 3 fuerza la sangre, a traves de un segmento de tubo 5, al lado sangumeo de un dializador 6. Muchas maquinas de dialisis estan, ademas, provistas de un sensor de presion 4b que mide la presion entre la bomba de sangre 3 y el dializador 6. La sangre se conduce a traves de un segmento de tubo 10 desde el lado sangumeo del dializador 6 a una camara de goteo venosa o camara de desaireacion 11 y desde ad de regreso al paciente a traves de un segmento de tubo venoso 12 y un

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dispositivo de acceso para la reintroduccion de la sangre en la forma de una aguja venosa 14. Se proporciona un sensor de presion 4c (denominado en lo sucesivo como "sensor venoso") para medir la presion en el lado venoso del dializador 6. En el ejemplo ilustrado, el sensor de presion 4c mide la presion en la camara de goteo venosa. Tanto la aguja arterial 1 como la aguja venosa 14 estan conectadas al paciente por medio de un acceso al vaso sangumeo. El acceso al vaso sangumeo puede ser de cualquier tipo adecuado, por ejemplo, una ffstula, una derivacion Scribner, un injerto, etc. Dependiendo del tipo de acceso al vaso sangumeo, otros tipos de dispositivos de acceso pueden ser utilizados en lugar de agujas, por ejemplo, cateteres.

Como se ha descrito a modo de introduccion, puede ser vital para supervisar la integridad de la conexion fluida al acceso al vaso sangumeo con respecto a un mal funcionamiento en la inyeccion y/o la extraccion de sangre a su traves. En muchas maquinas de dialisis, uno o mas de dichos detectores de presion 4a-4c no estan presentes. Sin embargo, habra por al menos un sensor de presion venosa. La siguiente descripcion se centra en la supervision de la integridad de la conexion fluida entre el acceso al vaso sangumeo y la aguja venosa en base a una senal medida con el sensor de presion venosa. El proceso de supervision implica un llamado metodo de deteccion directa, que puede implementar uno de los conceptos primero y segundo de la invencion y sus diferentes formas de realizacion, como se describio anteriormente. Por consiguiente, en relacion con la disposicion general en la Fig. B1, el circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20 se corresponde con el primer sistema contenedor de fluido S1, la bomba de sangre 3 (asf como cualquier fuente(s) adicional(es) de pulsos dentro o asociada con el circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20, tal como una bomba de solucion de dialisis, valvulas, etc.) se corresponde con el primer generador de pulsos 3, el sistema sangumeo del paciente se corresponde con el segundo sistema contenedor de fluido S2 y el corazon del paciente se corresponde con el segundo generador de pulsos 3'.

En la Fig. B10, se proporciona una unidad de control 23, entre otras cosas, para controlar la circulacion sangumea en el circuito 20 mediante el control de la velocidad de rotacion de la bomba de sangre 3. El circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20 y la unidad de control 23 pueden formar parte de un sistema para el tratamiento sangumeo extracorporeo, tal como una maquina de dialisis. Aunque no se muestra o describe adicionalmente debe entenderse que tal sistema realiza muchas otras funciones, por ejemplo, controlar la circulacion del fluido de dialisis, controlar la temperatura y la composicion del lfquido de dialisis, etc.

Ademas, en la Fig. B10, un dispositivo de vigilancia/supervision 25 esta configurado para supervisar la integridad de la conexion fluida del lado venoso entre el paciente y el circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20, espedficamente mediante la supervision de la presencia de una componente de senal procedente del corazon del paciente en una senal de presion sangumea. La ausencia de una componente de senal de este tipo se toma como una indicacion de un fallo en la integridad de la conexion fluida, y lleva al dispositivo 25 a activar una alarma y/o detener la circulacion sangumea, por ejemplo, mediante la parada de la bomba de sangre 3 y la activacion de un dispositivo de sujecion 13 en el segmento de tubo 12. El dispositivo de vigilancia 25 esta al menos conectado para recibir una senal medida del sensor de presion 4c. El dispositivo 25 tambien puede estar conectado a los sensores de presion 4a, 4b, asf como a cualesquiera otros sensores de presion adicionales incluidos en el circuito de circulacion sangumea extracorporeo 20. Como se indica en la Fig. B10, el dispositivo 25 tambien puede estar conectado a la unidad de control 23. Alternativa o adicionalmente, el dispositivo 25 puede estar conectado a un dispositivo de medicion 26 para indicar la frecuencia y la fase de la bomba de sangre 3. El dispositivo 25 esta ligado o conectado de forma inalambrica a un dispositivo 27 local o remoto para generar una alarma audible/visual/tactil o una senal de aviso. El dispositivo de vigilancia 25 y/o el dispositivo de alarma 27 alternativamente pueden estar incorporados como parte de un aparato de dialisis.

En la Fig. B10, el dispositivo de vigilancia 25 comprende una parte de adquisicion de datos 28 para el preprocesamiento de la(s) senal(es) de entrada, por ejemplo, incluyendo un convertidor A/D con una frecuencia de muestreo y resolucion mmimas requeridas, uno o mas amplificadores de senal, uno o mas filtros para eliminar las componentes no deseadas de la(s) senal(es) de entrada tales como el desplazamiento, el ruido de alta frecuencia y las perturbaciones de la tension de alimentacion.

En los ejemplos dados en la presente memoria, la parte de adquisicion de datos 28 comprende una tarjeta DAQ USB-6210 de National Instruments con una frecuencia de muestreo de 1 kHz y una resolucion de 16 bits, un circuito amplificador operacional AD620 circuito de Analog Devices, un filtro paso alto con una frecuencia de corte de 0,03 Hz (entre otros, para la eliminacion del desplazamiento de la senal) junto con un filtro paso bajo con una frecuencia de corte de 402 Hz (entre otros, para la eliminacion del ruido de alta frecuencia). Para obtener un tiempo de convergencia corto, se utiliza para el filtro paso alto un filtro de bajo orden. Ademas, la parte de adquisicion de datos 28 puede incluir un filtro pasa banda fijo adicional con frecuencias de corte superior e inferior de 0,5 Hz y 2,7 Hz, respectivamente, que se corresponden a las frecuencias de pulso cardiaco entre 30 y 160 latidos por minuto. Este filtro puede ser utilizado para suprimir perturbaciones fuera del intervalo de frecuencias de interes.

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Despues del preprocesamiento en la parte de adquisicion de datos 28, la senal del sensor de presion 4c se proporciona como entrada a una parte de analisis de datos 29, que ejecuta el proceso de supervision real. La Fig. B11 (a) muestra un ejemplo de una senal de presion preprocesada de este tipo en el dominio del tiempo, y la Fig. B11 (b) muestra el espectro de energfa correspondiente, es decir, la senal de presion en el dominio de la frecuencia. El espectro de energfa revela que la senal de presion detectada contiene un numero de diferentes componentes de frecuencia que emanan de la bomba de sangre 3. En el ejemplo ilustrado, hay una componente de frecuencia a la frecuencia de base (fo) de la bomba de sangre (en 1,5 Hz en este ejemplo), asf como sus armonicos 2fo, 3fo y 4fo. La frecuencia de base, tambien denominada frecuencia de bombeo en lo que sigue, es la frecuencia de las carreras de la bomba que generan las ondas de presion en el circuito de circulacion sangumea extracorporeo. Por ejemplo, en una bomba peristaltica del tipo mostrado en la Fig. B10, se generan dos carreras de la bomba por cada revolucion completa del rotor. La Fig. B 11 (b) tambien indica la presencia de una componente de frecuencia con la mitad de la frecuencia de bombeo (0,5fo) y los armonicos de la misma, en este ejemplo, al menos, fo, 1,5fo, 2fo y 2,5fo. La Fig. B11 (b) tambien muestra una senal cardiaca (con 1,1 Hz) que en este ejemplo es aproximadamente 4o veces mas debil que la senal de bomba de sangre con la frecuencia de base fo.

La Fig. B 12 es un diagrama de flujo para un proceso de analisis de datos o de supervision de acuerdo con una forma de realizacion de la presente invencion. El proceso ilustrado implementa una combinacion de metodos de deteccion para supervisar la integridad de la conexion fluida entre el circuito de circulacion sangumea extracorporeo 2o y el sistema sangumeo de un humano. Un metodo de deteccion ("deteccion directa") implica la utilizacion de un analisis en el dominio de tiempo para detectar un pulso cardiaco en la senal de presion. Otro metodo de deteccion ("deteccion de latidos") implica la deteccion de un modulacion de amplitud (senal de latido) en la senal de presion, siendo causada la modulacion de amplitud por la interferencia entre las ondas de presion procedentes del corazon del paciente y la bomba de sangre. Estos metodos de deteccion se describiran con mas detalle a continuacion, pero primero se describira brevemente el funcionamiento global del proceso.

El proceso de supervision se inicia mediante la introduccion de un segmento de senal de la senal de presion (etapa 4o1), asf como informacion sobre la frecuencia de base (fo) de la bomba de sangre (etapa 4o2). Esta informacion de frecuencia puede obtenerse a partir del procesamiento de la propia senal de presion. Alternativamente, puede obtenerse a partir de una senal generada por un dispositivo de medicion dedicado (vease. 26 en la Fig. B1o), o a partir de una senal indicativa de un valor establecido o valor real utilizado por la unidad de control (vease. 23 en la Fig. B1o). Debe entenderse que la etapa 4o2 no necesita ser ejecutada para cada iteracion del proceso de supervision.

El metodo de deteccion directa implica las etapas 4o3 a 4o5, en las que el segmento de senal se procesa para eliminar los primeros impulsos procedentes de la bomba de sangre, por ejemplo, mediante el bloqueo de una o mas de las componentes de frecuencia (ver o,5fo, fo, 1,5fo, 2fo, 2,5fo, 3fo y 4fo en la Fig. B11) en relacion con la bomba de sangre. Normalmente, la etapa 4o3 (que corresponde a la etapa 2o2 en la Fig. B2) esta disenada para "limpiar" eficazmente el segmento de senal de todas las componentes de frecuencia que emanan de la bomba de sangre. En la etapa 4o4 (que corresponde a la etapa 2o3 en la Fig. B2), el segmento de senal se analiza en el dominio del tiempo para identificar cualquier pulso de senal restante que emane del corazon del paciente. Si se detecta un pulso cardiaco de este tipo en la etapa 4o5 (que corresponde a la etapa 2o4 en la Fig. B2), la supervision vuelve a la etapa 4o1, en la que un nuevo segmento de senal de presion se introduce para su procesamiento. Como se menciono anteriormente, este nuevo segmento de senal puede o no coincidir parcialmente con el segmento de senal precedente. Si no se detecta componente cardiaca en la etapa 4o5, la supervision pasa a la deteccion de latidos. La falta de un pulso cardiaco puede resultar de un mal funcionamiento de la conexion fluida del lado venoso, por ejemplo, al separarse la aguja venosa del acceso al vaso sangumeo o al ser el pulso del corazon demasiado debil para ser detectado. Alternativamente, la frecuencia del latido cardiaco puede coincidir, en esencia, con cualquiera de las componentes de frecuencia de la bomba de sangre, lo que provoca que el pulso cardiaco sea eliminado accidentalmente en la etapa de filtrado 4o3.

En una implementacion alternativa, las etapas 4o3 a 4o5 del metodo de deteccion directa corresponden a las etapas 6o2-6o4 de acuerdo con el segundo ejemplo descrito anteriormente en relacion con la Fig. B6.

En cualquier implementacion, el metodo de deteccion directa puede utilizar informacion de temporizacion, la cual puede obtenerse como se describio anteriormente en relacion con el segundo concepto de la invencion.

El metodo de deteccion de latidos implica las etapas 4o6-4o8, en las que se procesa el segmento de senal con el fin de identificar una senal de latido provocada por la interferencia entre las ondas de presion procedentes del corazon y la bomba de sangre, respectivamente. La senal de latido es percibida como variaciones periodicas en la amplitud de la senal con una frecuencia igual a la diferencia de frecuencia entre estas dos ondas de presion. Por consiguiente, en lugar de buscar el propio pulso cardiaco en la senal de presion, la deteccion de latido observa los efectos

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indirectos del pulso cardiaco en la senal de presion en el dominio del tiempo.

En la etapa 406, el segmento de senal se procesa para eliminar todas las frecuencias excepto de una o mas bandas de frecuencia seleccionadas. Cada una de dicha banda de frecuencia seleccionada es una banda que rodea solo una de las componentes de frecuencia (ver 0,5fo, fo, 1,5fo, 2fo, 2,5fo, 3fo y 4fo en la Fig. B11) en relacion con la bomba de sangre. Este filtrado paso banda selectivo puede efectuarse para facilitar la deteccion de la senal de latido. La onda de presion del corazon es generalmente mucho mas pequena (normalmente 2o-2oo veces) que la onda de presion de la bomba de sangre, por lo que una potencial onda de latido sera debil y, posiblemente, diflcil de detectar. Normalmente, todas las frecuencias fuera de una banda de frecuencia seleccionada de este tipo se retiran del segmento de senal, con lo cual el segmento de senal filtrada resultante se analiza en el dominio del tiempo para la deteccion de una senal de latido (etapa 4o7). Si se conoce que la bomba de sangre produce varias componentes de frecuencia (como se muestra en la Fig. B11), la etapa 4o6 da como resultado un conjunto de segmentos de senal filtrada, cada uno incluyendo solo frecuencias en torno a una de estas componentes de frecuencia. Estos segmentos de senal filtrada pueden generarse en paralelo y a continuacion analizarse en la etapa 4o7. Alternativamente, los segmentos de senal filtrada pueden generarse en secuencia, en base a un orden dado de componentes de frecuencia de la bomba de sangre. Cada segmento de senal filtrada se puede pasar a la etapa 4o7 para analisis antes de que se genere otro segmento de senal filtrada, de tal manera que la generacion de segmentos de senal filtrada se interrumpe tan pronto como se detecta una senal de latido.

En todavfa otra forma de realizacion, se conoce la frecuencia del pulso cardiaco. En una situacion de este tipo, la etapa 4o6 puede estar limitada a la generacion de un unico segmento de senal filtrada, que incluye solo las frecuencias alrededor de la componente de frecuencia que se encuentra mas cerca de la frecuencia cardfaca conocida. La frecuencia del pulso cardiaco se obtiene de manera adecuada en forma similar a como la informacion de temporizacion.

El filtrado paso banda selectivo de la etapa 4o6 puede utilizar un ancho fijo de la(s) banda(s) de frecuencia, que se fija a la vista de un rendimiento deseado del metodo de deteccion de latido, normalmente la maxima separacion de frecuencia entre un pulso cardiaco y una componente de la frecuencia de bombeo que deberia resultar de una senal de latido. Por ejemplo, las bandas de frecuencia utilizadas por el metodo de deteccion de latidos pueden ser pequenas en comparacion con la separacion de las componentes de la frecuencia de bombeo, si se utiliza el metodo de deteccion de latidos en combinacion con otro metodo de deteccion (por ejemplo, el metodo de deteccion directa), que es capaz de detectar la presencia/ausencia de una senal cardiaca en las regiones de frecuencia espedficas de entre estas componentes de frecuencia. En otras situaciones, las bandas de frecuencia pueden tener aproximadamente la misma anchura total que la separacion de las componentes de la frecuencia de bombeo, o las bandas de frecuencia de las componentes de la frecuencia de bombeo adyacentes incluso pueden coincidir. En otra forma de realizacion, la anchura de la(s) banda(s) de frecuencia puede ajustarse de forma adaptativa en funcion de una frecuencia cardfaca determinada previamente. Por ejemplo, la anchura puede reducirse cuando la frecuencia cardiaca se aproxima a una de las componentes de la frecuencia de bombeo. Como se menciono anteriormente, la frecuencia cardiaca puede por ejemplo obtenerse a partir de un medidor de la frecuencia de pulso separado, otro sensor de presion, o en una iteracion anterior del proceso de supervision.

Sin embargo, debe entenderse que el filtrado paso banda selectivo alrededor de las diferentes componentes de frecuencia de la bomba de sangre se incluye para facilitar la deteccion de latidos, pero puede prescindirse de el.

Si se detecta una senal de latido en la etapa 4o8, la supervision regresa a la etapa 4oi, en la que un nuevo segmento de senal de presion se introduce para su procesamiento. Si no se detecta ninguna senal de latido en la etapa 4o8, la supervision procede a activar una alarma que indica un mal funcionamiento, o por al menos un aviso de que un mal funcionamiento de este tipo puede haber ocurrido (etapa 4o9). Simultaneamente con la activacion de la alarma/aviso, el proceso puede continuar con la etapa 4io en la que se cambia la frecuencia de bombeo, con lo cual el proceso de supervision puede volver a la etapa 4oi para continuar con la supervision de la integridad de la conexion fluida entre el acceso al vaso sangumeo y la venosa aguja. Si se descubre una componente cardiaca/senal de latido durante la(s) iteracion(es) siguiente(s) del proceso de supervision, puede desconectarse la alarma/aviso. Alternativamente, para reducir al mmimo el numero de falsas alarmas, la alarma/aviso puede activarse solo si el proceso de supervision no puede detectar la senal cardiaca, tanto antes como despues de un cambio en la frecuencia de bombeo de este tipo.

En una forma de realizacion de la etapa 4io, la bomba se mantiene en funcionamiento, pero se cambia la frecuencia de bombeo. En una variante, la frecuencia de bombeo se baja con el fin de reducir la circulacion sangumea y de ese modo minimizar cualquier perdida de sangre provocada por el potencial mal funcionamiento que ha sido detectado. En otra variante, la frecuencia de bombeo se desplaza activamente tal que sus componentes de frecuencia no sean coincidentes con sus componentes de frecuencia previas. Por ejemplo, la frecuencia de base se podna desplazar una fraccion de la separacion entre las componentes de frecuencia procedentes de la bomba. En el ejemplo de la

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Fig. B11, esto significana una fraccion de 0,5fo. Normalmente, el cambio representa una reduccion en la frecuencia de bombeo.

En otra forma de realizacion de la etapa 410, la bomba se desconecta (es decir, fo=0) para eliminar la interferencia de la bomba de sangre y al mismo tiempo minimizar cualquier perdida de sangre provocada por el potencial mal funcionamiento que ha sido detectado. En una variante de una forma de realizacion de este tipo, la etapa 410 tambien incluye la identificacion de la frecuencia del corazon, mientras que la bomba de sangre esta parada y, a continuacion, volver a poner en marcha la bomba de sangre con una frecuencia de bombeo desplazada de la frecuencia cardfaca identificada de esta forma. La frecuencia cardfaca puede ser identificada a partir de la senal de presion, por ejemplo, utilizando el analisis espectral de senal de la etapa 404.

La Fig. B 13 es un diagrama de bloques de la parte de analisis de datos (vease. 29 en la Fig. B10) que esta configurado para llevar a cabo el proceso de supervision mostrado en la Fig. B12. En la forma de realizacion ilustrada, la parte de analisis de datos incluye un bloque de almacenamiento 50, un bloque de determinacion de frecuencia de bombeo 51, un bloque de deteccion directa 52, un bloque de deteccion de latidos 53 y los bloques de conmutacion 54, 55 para la conexion de la salida del bloque de deteccion directa 52 y el bloque de deteccion de latidos 53 a un dispositivo de alarma. Aunque no se muestra, puede proporcionarse un bloque de control para sincronizar el funcionamiento de los bloques 50-55.

La parte de analisis de datos 29 puede implementarse mediante software que se ejecuta en un dispositivo de procesamiento, tal como un dispositivo ordenador general o de proposito especial o un microprocesador programado. El bloque de almacenamiento 50 puede ser una memoria volatil o no volatil de un dispositivo ordenador de este tipo, mientras que los otros bloques 51-55 pueden implementarse mediante instrucciones de software. Sin embargo, es concebible que algunos o todos los bloques se implementan total o parcialmente mediante hardware dedicado, tal como un FPGA, un ASIC o un conjunto de componentes electronicos distintos (resistencias, condensadores, amplificadores operacionales, transistores, etc.), como se conoce bien en la tecnica.

El bloque de almacenamiento 50 se opera para almacenar la senal de presion de entrada como una secuencia de muestras de datos. Los otros bloques 51-53 se operan, a continuacion, para recibir o recuperar los segmentos de la senal de presion almacenada desde el bloque de almacenamiento 50. El bloque de almacenamiento 50 almacena, de este modo, la senal de presion de entrada, lo que permite que segmentos de senal coincidentes o no coincidentes sean procesados y analizados individualmente. El bloque de almacenamiento 50 puede, por ejemplo, implementarse como varias memorias intermedias lineales o como un memoria intermedia circular.

El Bloque 51 esta configurado para determinar la frecuencia de la bomba de sangre en base a un segmento de senal. Un ejemplo de un algoritmo utilizado por un bloque tal se describira adicionalmente mas adelante.

El bloque 52 implementa las etapas de deteccion directa 403 a 405 (Fig. B12), en base a una frecuencia de bombeo estimada proporcionada por el bloque de determinacion de la frecuencia de la bombeo 51. Si el resultado de la etapa de determinacion 405 es negativo, es decir, no se encuentra ninguna componente cardiaca, el bloque de conmutacion 54 se opera para activar el bloque 53. Si se encuentra una componente cardiaca, el bloque de conmutacion 54 puede operarse para proporcionar una indicacion de estado positiva para el dispositivo de alarma y un nuevo segmento de senal puede recibirse o recuperarse mediante los bloques 51, 52.

El bloque 53 implementa las etapas de deteccion de latidos 406-408 (Fig. B12), de nuevo en base a la frecuencia de bombeo estimada. Si el resultado de la etapa de determinacion 408 es negativo, es decir, no se detecta ninguna senal de latido, el bloque de conmutacion 55 se opera para proporcionar una indicacion de estado negativo al dispositivo de alarma, que emite una alarma. Si se encuentra una senal de latido, el bloque de conmutacion 55 puede operarse para proporcionar una indicacion de estado positivo al dispositivo de alarma, y un nuevo segmento de senal puede recibirse o recuperarse mediante los bloques 51, 52.

En la Fig. B13, la parte de analisis de datos tambien incluye una entrada 56 para recibir una senal indicativa de la frecuencia de bombeo (por ejemplo, desde el dispositivo de medicion 26 o la unidad de control 23 en la Fig. B10). Segun se discutio en relacion con la etapa 410 (Fig. B12), la informacion de frecuencia obtenida a partir de esta senal puede complementar o sustituir la frecuencia determinada mediante el bloque 51.

La Fig. B13 tambien indica la provision de una entrada 57 para una senal medida indicativa de la frecuencia cardiaca del paciente, por ejemplo para proporcionar informacion de temporizacion para el bloque 52 o para ser utilizada por el bloque 53 en la ejecucion de la etapa 406.

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A continuacion se describira una operacion de ejemplo para cada uno de los bloques 51-53, que empieza por el bloque de determinacion de la frecuencia de bombeo 51.

El bloque de determinacion de la frecuencia de la bombeo 51 esta configurado para calcular un espectro de energfa de un segmento de senal de presion, e identificar la frecuencia de bombeo base en el espectro de energfa. El espectro de energfa se puede calcular de cualquier manera conocida, por ejemplo operando una DFT (Transformada Discreta de Fourier) o una FFT (Transformada Rapida de Fourier) en el segmento de senal de presion. La frecuencia de bombeo de base puede ser identificada como la frecuencia del pico mas grande en el espectro de energfa o al menos entre uno de los picos mas grandes.

Si la resolucion del espectro de energfa es baja, las medidas especiales se pueden emplear para aumentar la exactitud de la frecuencia estimada. La resolucion depende de la frecuencia de muestreo fs y el numero de muestras N en el segmento de senal como fs/N. En un ejemplo, los segmentos de senal de 20 segundos se muestrean a 10 Hz, con una resolucion de 0,05 Hz. Esta precision puede ser inadecuada para el procesamiento en el bloque de deteccion directa 52 y/o el bloque de deteccion de latidos 53. Para aumentar la precision, el segmento de senal puede filtrarse paso banda en un rango estrecho alrededor de la frecuencia estimada obtenida del espectro de energfa, dando como resultado un segmento de senal comparativamente silencioso y sinusoidal. Una estimacion precisa de la frecuencia de base se puede obtener, a continuacion, mediante la determinacion del penodo del segmento de senal filtrada en el dominio de tiempo, por ejemplo, mediante la adaptacion de una sinusoide a la senal filtrada y la identificacion de la diferencia de tiempo entre los cruces por cero.

El bloque de deteccion directa 52 puede comprender componentes para la cancelacion de los pulsos de senal que emanan de la bomba de sangre, y cualesquiera fuentes de impulsos interferentes adicionales (es decir, los "primeros pulsos" descritos anteriormente en relacion con el primer y segundo conceptos de la invencion). Ademas, el bloque de deteccion directa 52 puede comprender componentes que obtienen la informacion de temporizacion antes mencionada, asf como componentes que llevan a cabo el analisis en el dominio de tiempo de acuerdo con el primer y/o segundo aspectos para la identificacion de los pulsos cardfacos en la senal de presion.

El bloque de deteccion de latidos 53 esta configurado para filtrar el segmento de senal con respecto a un conjunto de bandas de paso, conteniendo cada una, una componente de frecuencia de la bomba de sangre. Cada segmento de senal filtrada resultante es, en esencia, una sinusoide. Si la frecuencia del corazon se encuentra dentro de una de estas bandas de paso, a continuacion, el segmento de senal filtrada correspondiente tendra una forma de onda que no se encuentra en ninguno de los otros segmentos de senal filtrada.

La Fig. B 14 (a) muestra un segundo segmento de senal 20 que ha sido filtrado con una banda de paso estrecha que rodea a la frecuencia de base de la bomba de sangre a 1,5029 Hz. La senal filtrada tambien contiene un pulso cardiaco, que tiene un desplazamiento de frecuencia de 0,037 Hz con respecto a la frecuencia de base. La magnitud relativa entre la bomba de sangre y el pulso cardiaco es 40:1. La Fig. B 14 (b) muestra un segmento de senal filtrada correspondiente sin una senal cardiaca. A pesar de ser muy pequena, es posible distinguir una diferencia entre los segmentos de senal, donde la presencia del corazon provoca una variacion superpuesta en amplitud de la senal de la Fig. B14 (a) que esta ausente en la Fig. B14 (b). Las Fig. B15 (a) y B15 (b) son vistas ampliadas de los picos de senal en las Fig. B14 (a) y B14 (b), respectivamente, que muestran una diferencia clara entre los segmentos de senal filtrada con y sin un pulso cardiaco.

En una forma de realizacion, el bloque de deteccion de latidos 53 esta configurado para detectar la senal de latido en base a una curva envolvente obtenida del segmento de senal filtrada.

En una variante de este tipo, el bloque de deteccion de latidos 53 obtiene la curva envolvente mediante la extraccion de una matriz de valores pico del segmento de senal. Los valores pico extrafdos pueden estar dados mediante la extraccion de los valores de senal de los diferentes picos identificados en el segmento de senal. Para mejorar la robustez frente al ruido, cada valor de pico extrafdo puede en su lugar ser calculado como un promedio o suma de los valores de senal que forman cada pico en el segmento de senal, por ejemplo, incluyendo los valores de senal dentro del 10-25% del valor pico o dentro de un rango de tiempo dado alrededor el valor pico. La curva envolvente obtenida (matriz de valores pico) se procesa a continuacion para calcular un parametro de evaluacion. Las Fig. B16 (a) y B16 (b) muestran matrices de valores pico extrafdos de las Fig. B15 (a) y B15 (b), respectivamente.

En otra variante, el bloque 53 obtiene la curva envolvente mediante la aplicacion de un filtro lineal invariante en el tiempo conocido como transformador de Hilbert al segmento de senal x. Esta operacion da como resultado un

segmento de senal transformada ’ que es una version desfasada 90° del segmento de serial. La curva envolvente b(n) se puede entonces obtener de

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con n que son las diferentes posiciones en el segmento de senal.

Para mejorar la eficiencia de procesamiento, el bloque 53 puede obtener una curva envolvente aproximada S(n) del segmento de senal x en base a la relacion

/s o

bin) = |x(n)\ + —|x(n +1) - x(n -1)|.

La curva envolvente obtenida, ya sea la aproximacion o no, se procesa, a continuacion, para calcular un parametro de evaluacion.

En cualquier variante, la curva obtenida filtrarse paso bajo para eliminar el ruido envolvente adicional, antes de ser procesado para calcular el parametro de evaluacion.

En cualquier variante, el valor resultante del parametro

de evaluacion se puede comparar con un valor lfmite para determinar la presencia o ausencia de una senal de latido.

En un ejemplo, el parametro de evaluacion es la suma absoluta de los derivadas de los valores de la curva envolvente, dada por:

A'—]

^|(60 + 1)-fr(«))|

n=0

con b (n) que es el valor de la curva envolvente en la posicion n y N que es el numero de valores en la curva envolvente.

La Fig. B 17 ilustra un resultado de mover una ventana de 20 segundos sobre una senal de presion de 5 minutos, un segundo cada vez y calcular la suma absoluta de las derivadas en una curva envolvente obtenida para cada segmento de senal de 20 segundos. La curva superior se calcula para los segmentos de senal filtrada que contienen una senal cardiaca, y la curva inferior se calcula para los segmentos de senal filtrada sin una senal cardiaca. Claramente, se puede definir un valor lfmite para distinguir entre la presencia y la ausencia de una senal cardiaca.

La curva superior presenta una forma de onda debido al hecho de que el segmento de senal contiene parte de un periodo de la senal de latido completo. Por lo tanto, con el tiempo, los segmentos de senal contendran diferentes partes de la senal de latido. Dado que el gradiente es pequeno alrededor de los picos y valles de la curva envolvente y mas grande entre los mismos, la suma calculada de las derivadas variara en correspondencia con el tiempo. Hay que darse cuenta que, para una longitud dada (ventana de tiempo) del segmento de senal, la posibilidad de detectar los gradientes disminuira al disminuir la diferencia de frecuencia entre el corazon y la bomba de sangre, ya que esto reduce la frecuencia de latido y aplana la curva envolvente. Una ventana de tiempo mas amplia mejorara la posibilidad de detectar hasta el punto en que la amplitud del latido se hace menor que el ruido.

En otro ejemplo, el parametro de evaluacion es la varianza de los valores de la curva envolvente. La Fig. B18 es una representacion grafica que corresponde a la Fig. B 17, pero que ilustra la varianza como una funcion del tiempo, con (superior) y sin (inferior) una senal cardiaca. Claramente, puede definirse un valor lfmite para distinguir entre la presencia y la ausencia de una senal cardiaca.

En todavfa otro ejemplo, que puede reducir la influencia del ruido envolvente, el parametro de evaluacion es una suma promediada de las derivadas, por ejemplo dada por

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En otra forma de realizacion, el bloque de deteccion de latidos 53 determina la presencia o ausencia de una senal de latido en base al procesamiento de reconocimiento de patrones. Por ejemplo, la totalidad o parte del segmento de senal o la curva envolvente se puede emparejar con uno o mas patrones de senal predeterminados que son representativos de una senal de latido. En un ejemplo, la curva envolvente obtenida (opcionalmente filtrada paso

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bajo) puede ser correlacionada cruzada o de otro modo convolucionada con cada una de un conjunto de ondas sinusoidales de diferentes frecuencias. Cada de correlacion cruzada/convolucion da como resultado una curva de correlacion, de la que se puede obtener un valor maximo de correlacion. El conjunto resultante de valores maximos de correlacion puede entonces compararse con un valor lfmite para determinar la presencia/ausencia de una senal de latido, donde un valor de correlacion maximo lo suficientemente alto puede tomarse como una indicacion de dicha presencia.

En una implementacion alternativa, el bloque de deteccion de latidos 53 opera sobre los segmentos de senal que son largos en relacion con el penodo de la senal de latido y procesa estos segmentos de senal para detectar la senal de latido en el dominio de la frecuencia, por ejemplo, mediante la operacion de una transformacion de Fourier en la curva envolvente.

Todos los ejemplos anteriores de determinacion de la presencia de una senal de latido pueden implicar la etapa adicional de evaluacion de la fiabilidad de la senal de latido determinada. Esta evaluacion puede implicar la determinacion de la frecuencia de latido de la senal de latido y comprobar si esta frecuencia de latido es razonable. Dependiendo de como se identifica la senal de latir, la frecuencia de latido puede determinarse mediante el procesamiento de la curva envolvente obtenida en el dominio del tiempo/frecuencia, o mediante la identificacion de la frecuencia de la onda sinusoidal que produce el valor maximo de correlacion. La frecuencia de latido puede comprobarse en terminos absolutos y/o en relacion con una o mas frecuencias de latido determinadas en iteraciones anteriores del proceso de supervision (Fig. B12), donde las desviaciones suficientemente grandes con respecto a la frecuencia/frecuencias de latido anterior pueden tomarse como una indicacion de que la senal de latido determinada es poco fiable. La evaluacion puede dar lugar a una puntuacion de fiabilidad que indica la fiabilidad de la senal de latido determinado. Alternativa o adicionalmente, la evaluacion de la fiabilidad puede incluir la etapa de controlar la bomba para cambiar su frecuencia de bombeo y comprobar si un cambio correspondiente se produce en la senal de latido. Por ejemplo, la frecuencia de bombeo puede quedar ligeramente desplazada, o la bomba puede ser intermitente apagada. El resultado de la evaluacion de la fiabilidad puede afectar a la ejecucion de las etapas 409410, por ejemplo, si se activa una alarma/aviso, si se requieren iteraciones adicionales del proceso de supervision antes de activar la alarma/aviso, si se tiene que cambiar la frecuencia de bombeo, etcetera

Las pruebas han demostrado que los diferentes parametros de evaluacion pueden ser preferibles en diferentes situaciones. Por ejemplo, el uso de la varianza puede aumentar la posibilidad de detectar cuando se busca una senal de latido alrededor de uno de los armonicos, mientras que el uso de la suma absoluta de las derivadas o la suma promedio de las derivadas puede ser mejor cuando se busca una senal de latido alrededor de la frecuencia base. Puede recurrirse al reconocimiento de patrones cuando fallan otros metodos de deteccion. Por consiguiente, el bloque de deteccion de latidos 53 puede configurarse para utilizar una o cualquier combinacion de estos parametros de evaluacion.

La Fig. B 19 es un ejemplo de rangos de frecuencia y de amplitud en los que un pulso cardiaco es detectable utilizando el bloque de deteccion de latidos 53. Las lmeas de puntos indican el rango de frecuencia de un corazon normal, y las bandas horizontales oscuras indican las frecuencias en las que un pulso del corazon podna detectarse en un sistema que utiliza una frecuencia de bombeo de 1,13 Hz. Los cinco filas de bandas horizontales representan diferentes magnitudes relativas entre los pulsos de la bomba de sangre y el corazon, que van desde 20:1,40:1, 60:1, 80:1 y 100:1 de la fila inferior para la fila superior.

La invencion principalmente se ha descrito anteriormente con referencia a unas pocas formas de realizacion. Sin embargo, como se apreciara facilmente por un experto en la tecnica, otras formas de realizacion distintas de las descritas anteriormente son igualmente posibles dentro del alcance y el espmtu de la invencion, que esta definido y limitado solamente por las reivindicaciones de patente adjuntas.

Por ejemplo, la senal de presion puede proceder de cualquier tipo concebible de sensor de presion, por ejemplo, funcionando mediante deteccion resistiva, capacitiva, inductiva, magnetica u optica y el uso de uno o mas diafragmas, fuelles, tubos de Bourdon, componentes piezoelectricos, componentes semiconductores, medidores de tension, cables resonantes, etc.

Ademas, las formas de realizacion ilustradas son aplicables para la vigilancia de todos los tipos de circuitos de circulacion sangumea extracorporeos en los que se toma la sangre del circuito de sangre del paciente para someterla a un proceso antes de que sea devuelta al paciente. Dichos circuitos de circulacion sangumea incluyen la hemodialisis, la hemofiltracion, la hemodiafiltracion, la plasmaferesis, la aferesis, la oxigenacion por membrana extracorporea, la circulacion sangumea asistida y la dialisis/asistencia al Imgado extracorporea.

Ademas, las tecnicas de supervision de la invencion son aplicables a cualquier tipo de dispositivo de bombeo que genere pulsos de presion en el primer sistema contenedor de fluido, no solo las bombas peristalticas rotativas segun se ha descrito anteriormente, sino tambien otros tipos de bombas de desplazamiento positivo, tales como las

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bombas peristalticas lineales, las bombas de diafragma, as^ como las bombas centnfugas.

Aun adicionalmente, las tecnicas de supervision de la invencion son aplicables tambien para la supervision de la integridad de la conexion fluida entre el acceso al vaso sangumeo y la aguja arterial en base a una senal medida con uno o mas sensores de presion arteriales. Una tecnica de supervision de este tipo puede proporcionar una deteccion mas rapida de mal funcionamiento que el detector de aire convencional y deteccion mas fiable de mal funcionamiento de la comparacion convencional de los niveles de presion promedio con los valores lfmite. En una aplicacion de este tipo, la senal de referencia antes mencionada puede extraerse de uno o mas sensores de presion venosa en el circuito de circulacion sangumea extracorporeo.

Ademas, debe entenderse que la tecnica de monitorizacion es igualmente aplicable a la dialisis de una sola aguja.

Las tecnicas de supervision de la invencion tambien son aplicables si la senal medida procede de un sensor de presion dispuesto para detectar la presion en el sistema sangumeo humano. En una forma de realizacion de este tipo, el primer sistema contenedor de fluido (S1) es el sistema sangumeo humano, el segundo sistema contenedor de fluido (S2) es el circuito de circulacion sangumea extracorporeo y la conexion fluida (C) puede estar formada por una conexion entre un dispositivo de acceso y un acceso al vaso sangumeo. De esta manera, los primeros pulsos procedentes del corazon humano y los segundos pulsos procedentes del dispositivo de bombeo en el circuito de circulacion sangumea extracorporeo (y/o cualquier otro generador de pulsos dentro de o asociado con el circuito de circulacion sangumea extracorporeo) y la integridad de la conexion fluida se determinan mediante la aplicacion del primer y/o segundo conceptos de la invencion para detectar la presencia/ausencia de los segundos pulsos de la senal medida.

Por otra parte, el proceso de supervision no se limita al procesamiento digital de senales. La Fig. B20 ilustra una combinacion de ejemplo de dispositivos analogicos para la deteccion de una componente de latido en una senal de presion. Los dispositivos particulares son conocidos per se y las implementaciones alternativas estan facilmente disponibles para el experto en la tecnica. La combinacion de ejemplo de dispositivos analogicos incluye un filtro pasa banda 151 que esta adaptado para filtrar una senal de presion de entrada para aislar una componente de senal a la frecuencia de base (fo) del dispositivo de bombeo. Un multiplicador de frecuencia 152 esta dispuesto para recibir la senal de presion filtrada y se puede controlar para generar una senal de salida correspondiente a un multiplo seleccionado (0,5, 1, 2,5, 3, etc.) de la frecuencia de base. La senal de salida del multiplicador 152 se introduce como una senal de control a un filtro pasa banda 153 controlable, que esta adaptado para recibir y filtrar la senal de presion de entrada. El filtro 153 se controla de este modo para procesar la senal de presion mediante la eliminacion de todas las frecuencias excepto una banda de frecuencia alrededor de la frecuencia de la senal de control del multiplicador 152 (vease., la etapa 406 en la Fig. B12). La senal de presion procesada se introduce en un detector de pico 154 que genera, de ese modo, una senal envolvente, que a su vez es alimentada a un filtro paso alto 155, que elimina cualquier componente DC de la senal envolvente. Opcionalmente, un filtro paso bajo (no mostrado) puede ser incluido para eliminar el ruido de alta frecuencia de la senal envolvente. Por ultimo, la senal envolvente es recibida por un detector de amplitud 156 que esta adaptado para determinar la presencia/ausencia de una senal de latido. El detector de amplitud puede incluir, en secuencia, un rectificador de onda completa 156a, un filtro paso bajo 156b y un comparador 156c que se alimenta con una senal de referencia. Si la amplitud de la senal de entrada al comparador 156c excede la senal de referencia, el comparador 156c puede emitir una senal que indica la presencia de una senal de latido, no de lo contrario, o viceversa.

Los conceptos de la invencion descritos anteriormente tambien pueden ser aplicables a la supervision de la integridad de las conexiones fluidas para la transferencia de otros lfquidos que la sangre. Igualmente, las conexiones fluidas no necesitan proporcionarse en relacion con un ser humano, pero podnan proporcionarse en relacion con cualquier otro tipo de sistema contenedor de fluido.

En un ejemplo, se proporciona la conexion fluida entre un circuito de procesamiento sangumeo y un recipiente/maquina, en donde la sangre se bombea desde un contenedor/maquina a traves de un dispositivo de procesamiento sangumeo en el circuito de procesamiento sangumeo y de vuelta al contenedor/maquina o a otro contenedor/maquina aguas abajo del dispositivo de procesamiento sangumeo. El dispositivo de procesamiento sangumeo podna ser cualquier dispositivo conocido configurado para modificar y/o analizar la sangre.

En un ejemplo adicional, se proporciona la conexion fluida entre un dializador y un sistema de reprocesamiento, que reprocesa el dializador mediante el bombeo de agua, opcionalmente junto con productos qmmicos adecuados a traves del dializador. Un ejemplo de un sistema de reprocesamiento del dializador se conoce a partir del documento US2005/0051472.

En otro ejemplo, se proporciona la conexion fluida entre un suministro de dializado y un sistema de regeneracion de dializado, que circula el dializado desde el suministro de dializado a traves de un dispositivo de regeneracion de

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dializado y de vuelta al suministro. Un ejemplo de un dispositivo de regeneracion de dializado se conoce a partir del documento WO 05/062973.

En todavfa otro ejemplo, la conexion fluida se proporciona en una disposicion para cebar un circuito de circulacion sangumea extracorporeo mediante el bombeo de un fluido de cebado a partir de un suministro a traves del circuito de circulacion sangumea a un dializador. El fluido de cebado puede ser, por ejemplo, solucion de dialisis, solucion salina, agua purificada, etc.

En un ejemplo todavfa adicional, la conexion fluida se proporciona en una disposicion para la limpieza y desinfeccion de la trayectoria de circulacion de la solucion de dialisis de una maquina de dialisis, que bombea un lfquido de limpieza a traves de una trayectoria de circulacion a un conjunto de tubos del dializador/dializador. El lfquido de limpieza puede ser, por ejemplo agua caliente, una solucion qmmica, etc.

En un ejemplo adicional, la conexion fluida se proporciona en una disposicion para la purificacion de agua, que bombea agua desde un suministro a traves de un dispositivo de purificacion. El dispositivo de purificacion puede utilizar cualquier tecnica de purificacion de agua conocida, por ejemplo, la osmosis inversa, la desionizacion o absorcion de carbono.

En otro ejemplo, la conexion fluida se proporciona en una disposicion para proporcionar agua purificada a una maquina de dialisis, por ejemplo, para ser utilizada en la preparacion de la solucion de dialisis en la misma.

En todos estos ejemplos y en otras aplicaciones relacionadas con el tratamiento medico de pacientes humanos o animales, puede ser vital para supervisar la integridad de la conexion fluida. Esta supervision puede llevarse a cabo de acuerdo con los conceptos de la invencion descritos en este documento.

Claims

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REIVINDICACIONES

1. Un sistema fluido extracorporeo (S1) con un dispositivo (25) para procesar una senal medida obtenida por un sensor de presion (4a-4c) en el sistema fluido extracorporeo (S1), cuando el sistema fluido extracorporeo (S1) esta conectado a un sistema vascular (S2) de un sujeto, comprendiendo dicho dispositivo (25):

los medios (28) para recibir la senal medida obtenida por al menos uno de dichos sensores de presion (4a-4c); y los medios (29) para procesar la senal medida para la identificacion de los datos de presion que comprenden uno o mas pulsos procedentes de un fenomeno fisiologico en dicho sujeto, caracterizado por que dicho fenomeno fisiologico es una actividad respiratoria de dicho sujeto, y que dichos medios (29) estan configurados para supervisar la integridad de una conexion fluida (C) entre dicho sistema fluido extracorporeo (S1) y dicho sistema vascular (S2) en base a dichos datos de presion .
2. El sistema fluido extracorporeo de la reivindicacion 1, en donde dichos medios (29) para el procesamiento estan configurados para procesar la senal medida para la supresion de los pulsos procedentes del corazon de dicho sujeto.
3. El sistema fluido extracorporeo de cualquier reivindicacion precedente, en donde los medios (29) para el procesamiento estan configurados para filtrar la senal medida en el dominio de la frecuencia.
4. El sistema fluido extracorporeo de cualquier reivindicacion precedente, en donde los medios (29) para el procesamiento estan configurados para filtrar la senal medida para eliminar las frecuencias por encima de aproximadamente 0,5 Hz.
5. El sistema fluido extracorporeo de la reivindicacion 4, en donde los medios (29) para el procesamiento estan configurados para filtrar la senal medida con respecto a al menos un rango de frecuencia incluido dentro del grupo que consiste en aproximadamente de 0,15 Hz a aproximadamente 0,4 Hz, aproximadamente de 0,04 Hz a aproximadamente 0,15Hz y aproximadamente de 0,001 Hz a aproximadamente 0,1 Hz.
6. El sistema fluido extracorporeo de cualquier reivindicacion precedente, que esta asociado con un generador de pulsos mecanico (3), en donde el sensor de presion (4a-4c) esta dispuesto en el sistema fluido extracorporeo (S1) para detectar un primer pulso procedente del generador de pulsos mecanico (3) y un segundo pulso procedente de dicho fenomeno fisiologico, en donde dicho dispositivo (25) ademas comprende uno de:

los medios (23, 28, 29) para controlar el generador de pulsos mecanico (3) a fin de separar los primer y segundo pulsos en el tiempo y/o el dominio de la frecuencia;

los medios (23, 28, 29) para apagar de forma intermitente el generador de pulsos mecanico (3), mientras se obtiene la senal medida; y

los medios (29) para obtener un primer perfil de pulso (u(n)) que es un perfil de senal temporal predicho del primer pulso, y los medios (29) para filtrar la senal medida en el dominio del tiempo, utilizando el primer perfil de pulso (u(n)) para eliminar, en esencia, el primer pulso al tiempo que se conserva el segundo pulso.
7. El sistema fluido extracorporeo de la reivindicacion 6 en donde los medios (29) para filtrar estan configurados para:

suministrar el primer perfil de pulso (u(n)) como entrada a un filtro adaptativo (30); calcular una senal de error (e(n)) entre la senal medida y una senal de salida (Ad(n)) del filtro adaptativo (30); y proporcionar la senal de error (e(n)) como entrada al filtro adaptativo (30), mediante lo cual el filtro adaptativo (30) esta dispuesto para eliminar, en esencia, el primer pulso de la senal de error (e(n)).
8. El sistema fluido extracorporeo de cualquier reivindicacion precedente, en donde dichos medios (29) para procesar estan configurados para realizar una o mas de la determinacion, la representacion, el rastreo y la prediccion de una condicion de trastorno del sujeto utilizando dichos datos de presion.
9. El sistema fluido extracorporeo de la reivindicacion 8, en donde la condicion de trastorno comprende uno o mas de estornudos, hipo, vomitos, tos, turbulencia de la presion sangumea, latidos ectopicos, falta de regulacion autonoma, hipotension, trastornos respiratorios, apnea del sueno, respiracion periodica, hiperventilacion, ataques de asma, disnea y respiracion de Cheyne-Stokes.

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10. El sistema fluido extracorporeo de una cualquiera de las reivindicaciones 1-7, que esta asociado con un generador de pulsos mecanico (3), en donde el sensor de presion (4a-4c) esta dispuesto en el sistema fluido extracorporeo (S1) para detectar un primer pulso procedente del generador de pulsos mecanico (3) y un segundo pulso procedente de dicho fenomeno fisiologico y en donde dichos datos de presion es una senal de supervision en funcion del tiempo que incluye los segundos pulsos procedentes de dicho fenomeno fisiologico, comprendiendo dicho dispositivo ademas los medios (29) para calcular un valor del parametro en base a los valores de senal dentro de una ventana de tiempo en la senal supervisada, representando el valor del parametro una distribucion de los valores de la senal; en donde dichos medios (29) para supervisar estan configurados para determinar la integridad de la conexion fluida en base a, al menos en parte, el valor del parametro.
11. El sistema fluido extracorporeo de la reivindicacion 10, en donde los medios (29) para calcular un valor del parametro estan configurados para realizar uno de:

calcular el valor del parametro como una medida de dispersion estadfstica de los valores de senal dentro de la ventana de tiempo;

emparejar los valores de la senal dentro de la ventana de tiempo con un perfil de senal temporal predicho de un segundo pulso; y

identificar un segundo pulso candidato en la senal supervisada y un instante de tiempo candidato correspondiente; y validar el segundo pulso candidato en base al instante de tiempo candidato en relacion con la informacion de temporizacion indicativa de la temporizacion de los segundos pulsos de la senal supervisada.
12. El sistema fluido extracorporeo de una cualquiera de las reivindicaciones 1-7, en donde dichos datos de presion es una senal supervisada en funcion del tiempo que incluye los segundos pulsos procedentes de dicho fenomeno fisiologico, comprendiendo ademas dicho dispositivo: los medios (29) para obtener informacion de temporizacion indicativa de la temporizacion de los segundos pulsos de la senal supervisada; los medios (29) para procesar la senal supervisada en base a la informacion de temporizacion, para calcular un valor del parametro indicativo de la presencia o ausencia de los segundos pulsos; y los medios (29) para determinar la integridad de la conexion fluida (C) en base a, al menos en parte, el valor del parametro.
13. El dispositivo de uno cualquiera de la reivindicacion 12, en donde dichos medios (29) para el procesamiento estan configurados ademas para procesar la senal medida para la identificacion de los datos cardiacos procedentes de latidos del corazon de dicho sujeto, y en donde los medios (29) para la determinacion de la integridad de la conexion fluida estan configurados para determinar la integridad en base a dichos datos de presion y dichos datos cardiacos.
14. Un metodo para la supervision de la integridad de una conexion fluida (C) entre un sistema fluido extracorporeo (S1) y un sistema vascular (S2) mediante el procesamiento de una senal medida obtenida por un sensor de presion (4a-4c) en dicho sistema fluido extracorporeo (S1) conectado a dicho sistema vascular (S2) de un sujeto, comprendiendo dicho metodo:

recibir la senal medida obtenida de al menos uno de dichos sensores de presion (4a-4c); y

procesar la senal medida para identificar, en la senal medida, los datos de presion que comprenden uno o mas pulsos procedentes de un fenomeno fisiologico en dicho sujeto,

caracterizado por que dicho fenomeno fisiologico es una actividad respiratoria de dicho sujeto y que dicha supervision de la integridad de una conexion fluida (C) entre dicho sistema fluido extracorporeo (S1) y dicho sistema vascular (S2) se basa en dichos datos de presion.