ES2692874T3 - Método para determinar de forma no invasiva una interacción de corazón-pulmón - Google Patents

Método para determinar de forma no invasiva una interacción de corazón-pulmón Download PDF

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Abstract

Método para determinar de forma no invasiva un factor de interacción de corazón-pulmón (ICP) de un sujeto, que comprende: medir una señal relacionada con la actividad cardíaca que comprende información relacionada con la actividad cardíaca; a partir de la señal relacionada con la actividad cardíaca, calcular una frecuencia de ciclo cardíaco (fc) y una frecuencia de ciclo respiratorio (fr); a partir de la señal relacionada con la actividad cardíaca, determinar una energía de ciclo cardíaco (Ec) a la frecuencia de ciclo cardíaco (fc), determinar una energía de ciclo respiratorio (Er) a la frecuencia de ciclo respiratorio (fr), caracterizado por que el método comprende además las etapas de, a partir de la señal relacionada con la actividad cardíaca, determinar una energía de interacción de corazón-pulmón (Eicp) a una frecuencia de intermodulación (ficp) correspondiente a la diferencia entre la frecuencia de ciclo respiratorio (fr) y la frecuencia de ciclo cardíaco (fc), o la suma de la frecuencia de ciclo respiratorio (fr) y la frecuencia de ciclo cardíaco (fc); y determinar un factor de interacción de corazón-pulmón (ICP) a partir de la relación de la energía de interacción de corazón-pulmón (Eicp) y uno de la energía de ciclo cardíaco (Ec) y la energía de ciclo respiratorio (Er).

Description

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DESCRIPCION
Metodo para determinar de forma no invasiva una interaccion de corazon-pulmon Campo
La presente divulgacion se refiere a un metodo para determinar de forma no invasiva un factor de interaccion de corazon-pulmon. La presente divulgacion se refiere ademas a un metodo para determinar de forma no invasiva un predictor de la sensibilidad a lfquidos usando el factor de interaccion de corazon-pulmon.
Antecedentes
La interaccion entre las actividades respiratoria y cardfaca se produce en cualquier parte dentro de la cavidad toracica y puede extraerse de forma fiable a partir de senales obtenidas directamente dentro de vasos sangumeos centrales tales como la aorta.
Se conoce en la tecnica que las presiones positivas aplicadas durante la ventilacion mecanica o las presiones intratoracicas negativas durante la respiracion espontanea inducen cambios dclicos en volumenes sistolicos ventriculares izquierdos. Cuanto mas dependientes de la precarga se hagan tanto el ventnculo derecho como el izquierdo, mas probable sera que respondan positivamente a la administracion de lfquidos intravasculares. Como se describe en Michard et al. en su artmulo de revision (Michard et al. Crit Care 2000, 4: 282-289) principalmente la relacion de Frank-Starling determina la respuesta de un ser vivo a la expansion del volumen. Los datos clmicos demuestran que las variaciones inducidas por respiracion en la tension arterial diferencial (VTD), en la tension sistolica (VTS), pero de forma mas importante en el volumen sistolico ventricular izquierdo (VVS), que pueden determinarse mediante los parametros sustitutos de velocidad de flujo sangumeo aortico de Doppler, pueden usarse para detectar dependencia de la precarga biventricular, y por lo tanto aprovecharse como sustitutos de la sensibilidad a lfquidos en seres vivos, particularmente en pacientes cnticamente enfermos. Aunque los nombres de estos diferentes parametros (VTD y VVS) no aluden directamente a que sean medidas directas o indirectas de la sensibilidad a lfquidos, un mdice de sensibilidad a lfquidos (ISL) recien introducido lo hace de una manera explfcita (vease documento US2008/0033306).
A pesar del hecho de que los parametros descritos de interaccion de corazon-pulmon son clmicamente muy importantes, hasta la fecha ninguno de ellos puede medirse de forma no invasiva. Aunque la patente de los Estados Unidos 2008/0033306 sugiere algoritmos mas avanzados y sofisticados para extraer informacion mas bien fiable sobre la interaccion de corazon-pulmon y la sensibilidad a lfquidos en pacientes ventilados asf como no ventilados, sigue dependiendo completamente de senales obtenidas de mediciones de presion invasivas en arterias centrales tales como la aorta, las arterias femorales o braquiales. Por lo tanto, aunque el enfoque propuesto para una determinacion mas robusta de sensibilidad a lfquidos debe celebrarse, no aborda el problema subyacente de la invasividad.
Un primer enfoque no invasivo para evaluar las interacciones corazon-pulmon mediante una tecnica no invasiva es el propuesto por Masimo (Irvine, Estados Unidos) basado en el analisis de la serie temporal fotopletismografica en sitios de medicion perifericos tales como la punta del dedo. Masimo introdujo el denominado fndice de Variabilidad de Pleth (IVP) (Cannesson et al, British Journal of Anesthesia 2008; 101: 200-206). Desafortunadamente, el IVP se basa en el analisis de senales pulsatiles de arterias muy distantes del tipo muscular. Las caractensticas de estas arterias, sin embargo, son sustancialmente diferentes de las de arterias centrales, tales como la aorta. Por lo tanto, por la naturaleza del enfoque el IVP no puede proporcionar nada mas que estimaciones no centrales de la interaccion de corazon-pulmon: los fenomenos de vasoconstriccion locales tienden a desviar dichas estimaciones, especialmente en situaciones hemodinamicamente cnticas en las que la informacion sobre la sensibilidad a lfquidos es mas necesaria. Por lo tanto, aunque el enfoque propuesto aborda la no invasividad, el hecho de que se base en senales fotopletismograficas restringe su aplicacion: no proporciona un metodo para analizar la hemodinamica central.
El control de la inestabilidad cardiovascular es crucial cuando se tratan pacientes cnticamente enfermos. La evaluacion clmica y el tratamiento del estado del lfquido intravascular estan guiados habitualmente por tensiones de llenado arterial. Sin embargo, el valor clmico de estos parametros de llenado relacionados con la tension en estados de enfermedad clmica y durante ventilacion de tension positiva se han cuestionado de forma repetida y fundamental: las tensiones de oclusion de arterias pulmonares y venas centrales predicen poco la respuesta hemodinamica a una exposicion a lfquidos. Los conceptos basados en tension son inferiores a los conceptos basados en el volumen ya que estan influidos sustancialmente por tensiones intratoracicas. Por lo tanto, no permiten inferencias en la precarga cardfaca. Se ha mostrado que los parametros hemodinamicos funcionales procedentes de tension arterial invasiva o senales de flujo, que cuantifican las interacciones entre el corazon y los pulmones, conocidas como interaccion de corazon-pulmon (ICP), variaciones de tension diferencial (VTD), variaciones de volumen sistolico ventricular izquierdo (VVS) o variaciones de la tension sistolica (VTS) son clmicamente superiores. Sin embargo, los metodos actuales para determinar dichos parametros se realizan habitualmente en el intervalo temporal que los hace
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susceptibles a artefactos y ruido. Por lo tanto, son altamente deseables medios mas robustos para calcular estos parametros.
Ademas, los parametros anteriormente mencionados pueden calcularse de forma fiable solamente a partir de senales que es necesario obtener mediante cateteres invasivos, con sus riesgos y complicaciones asociados. Por lo tanto, no solamente son necesarios medios mas robustos sino tambien menos invasivos para obtener predictores fiables de la sensibilidad a lfquidos o la interaccion de corazon-pulmon.
La TIE es una tecnologfa de captura de imagenes funcional no invasiva que mide cambios en la bioimpedancia en electrodos cutaneos para reconstruir secuencias de imagenes funcionales transversales. La metodologfa de TIE puede usarse para supervisar la sensibilidad de un paciente a la carga de volumen intravascular ya que los cambios de la bioimpedancia estan directamente relacionados con cambios en los volumenes sistolicos, que resultan de cambios en la precarga cardfaca mientras que los parametros basados en tension tales como VTD o VTS reflejan solamente los resultados de dichos cambios de volumen pero no su causa subyacente. Sin embargo, en TIE mas del 90 % de la amplitud de senal en la superficie toracica se debe a la respiracion. Por lo tanto, se hace diffcil aprovechar las pequenas variaciones moduladas por ventilacion en el volumen sistolico, lo que representa no mas del 1 al 2 % de la fuerza de senal total. Las tecnicas postprocesamiento de TIE convencionales son incapaces de analizar dichos acontecimientos de baja amplitud.
Hasta la fecha, la evaluacion de VVS, en seres vivos, particularmente en pacientes cnticamente enfermos con precision adecuada solamente puede conseguirse obteniendo senales de flujo sangumeo o tension dentro de las arterias mas centrales. Los intentos de utilizar senales de arterias perifericas menos invasivas, o incluso de oximetna de pulsos no invasiva han mostrado resultados prometedores en condiciones hemodinamicas estables, pero desafortunadamente han fracasado durante la inestabilidad cardiovascular. Las razones son evidentes: siempre que el estado hemodinamico se hace inestable, el tono vascular de las arterias perifericas se adapta como resultado de la contrarregulacion endogena o del tratamiento mediante medicacion vasoactiva. Adicionalmente, la reduccion de perfusion periferica, como en choque, reduce adicionalmente la calidad de la senal, limitando de este modo aun mas la utilidad de los enfoques menos invasivos actualmente en boga.
Es un objetivo de la presente invencion evitar, o mitigar, al menos algunas de las desventajas anteriormente mencionadas.
Sumario
Segun la presente invencion, se proporciona un metodo para determinar los fenomenos de interaccion de corazon- pulmon de un ser vivo, que comprende: al menos una senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca; medio de procesamiento para calcular los valores de frecuencia de las actividades cardfaca (fc) y respiratoria (fr) contenidas dentro de dicha senal; medio de procesamiento para calcular los valores de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon (ficp) contenidos dentro de dicha senal; medio de procesamiento para calcular la energfa de dicha senal en las frecuencias de interaccion de corazon (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp); medio de procesamiento para combinar dicho valor de energfa Eicp y al menos uno de los valores de energfa de Er y Ec dentro de una variable combinada; medio de procesamiento para transformar dicha variable combinada en un mdice que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon.
Provechosamente el metodo y aparato de la presente invencion permiten la evaluacion de interacciones de corazon- pulmon en el sistema cardiovascular de seres vivos, analizando senales de arterias centrales, de una manera no invasiva. Ninguno de los metodos conocidos en el estado de la tecnica es capaz de abordar estos tres requisitos simultaneamente.
La presente invencion permite la determinacion de VVS en la aorta descendiente analizando secuencias de imagenes de TIE en el dominio de frecuencia (VVStie).
La interaccion de corazon-pulmon (ICP) describe la cantidad de interaccion entre la actividad respiratoria y la funcion ventricular izquierda: por ejemplo, un mdice de ICP podna cuantificar la cantidad de los volumenes ventriculares izquierdos eyectados diferentes durante la inspiracion y la espiracion. Las interacciones de corazon-pulmon (ICP) incluyen, pero sin limitacion, variaciones de tension diferencial (VTD), variaciones de volumen sistolico ventricular izquierdo (VVS) y/o variaciones de la tension sistolica (VTS).
La senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca puede ser una senal de tension arterial.
La senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca puede ser una senal fotopletismografica.
La senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca puede ser una senal de flujo sangumeo.
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La senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad ca^aca puede ser una senal obtenida por un medio de tomograffa de impedancia electrica (TIE).
La senal obtenida mediante un medio de tomograffa de impedancia electrica (TIE) puede corresponder a la serie temporal de cambio de la impedancia relacionado con la actividad cardfaca de al menos un pixel de las imagenes tomograficas.
La serie temporal de cambio de la impedancia de al menos un pixel de las corresponder a funciones estructurales de interes tales como el corazon.
La serie temporal de cambio de la impedancia de al menos un pixel de las corresponder a funciones estructurales de interes tales como el ventnculo izquierdo.
La serie temporal de cambio de la impedancia de al menos un pixel de las corresponder a funciones estructurales de interes tales como el ventnculo derecho.
La serie temporal de cambio de la impedancia de al menos un pixel de las corresponder a funciones estructurales de interes tales como arterias principales.
La serie temporal de cambio de la impedancia de al menos un pixel de las corresponder a funciones estructurales de interes tales como la aorta.
La serie temporal de cambio de la impedancia de al menos un pixel de las corresponder a funciones estructurales de interes tales como la arteria pulmonar.
El medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia puede basarse en una tecnica de periodograma de Fourier.
El medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia puede basarse en la tecnica de periodograma parametrico.
El medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia puede basarse en la proyeccion de dicha senal en funciones de base trigonometrica.
Un valor de frecuencia de la actividad cardfaca (fc) puede calcularse como la frecuencia que representa la maxima densidad de potencia en el periodograma calculado, y el valor de frecuencia de la actividad respiratoria (fr) puede calcularse como la frecuencia que representa una densidad de potencia maxima a frecuencias menores de fc.
Un valor de frecuencia de actividad respiratoria (fr) puede calcularse como la frecuencia que representa la densidad de potencia maxima en el periodograma calculado, y el valor de frecuencia de actividad cardfaca (fc) puede calcularse como la frecuencia que representa una densidad de potencia maxima en frecuencias mayores de fr, excluyendo frecuencias armonicas respiratorias.
Los valores de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon pueden calcularse a partir de dicha fc y fr.
Un valor de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon puede calcularse como fc-fr.
Un valor de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon puede calcularse como fc+fr.
Los valores de energfa de dichas frecuencias cardfaca (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) pueden calcularse a partir de un periodograma de Fourier.
Los valores de energfa de dichas frecuencias cardfaca (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) pueden calcularse a partir de un periodograma parametrico.
Los valores de energfa de dichas frecuencias cardfaca (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) pueden calcularse a partir de una proyeccion en funciones de base trigonometrica.
Los valores de energfa Eicp y Ec pueden combinarse en una unica variable como la relacion de Eicp con respecto a Ec.
Los valores de energfa Eicp, Ec y Er pueden combinarse en una unica variable como la relacion de Eicp con respecto a Ec y Er.
La variable combinada puede transformarse en un mdice que representa fenomenos de interaccion de corazon- pulmon usando una formula obtenida de un modelo matematico
imagenes tomograficas puede imagenes tomograficas puede imagenes tomograficas puede imagenes tomograficas puede imagenes tomograficas puede imagenes tomograficas puede
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La variable combinada puede transformarse en un mdice que representa los fenomenos de interaccion de corazon- pulmon usando una funcion obtenida de un conjunto de entrenamiento de datos.
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de Variacion de Volumen Sistolico (VVS).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de Variacion de Tension Diferencial (VTD).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de Variacion de Tension Sistolica (VTS).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de fndice de Variabilidad Pletismografica (IVP).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de fndice de Sensibilidad a Lfquidos (ISL).
Al menos una senal adicional puede usarse para calcular valores de frecuencia de cualquiera de las actividades cardfaca (fc) y respiratoria (fr).
Al menos una senal adicional puede usarse para calcular la energfa de cualquiera de las actividades cardfaca (Ec) y respiratoria (Er).
La senal adicional puede proporcionarse por fuentes independientes tales como un electrocardiograma, un fonocardiograma, un ultrasonido, una senal de flujo sangumeo, un pletismograma inductor respiratorio o un fotopletismograma.
La senal adicional puede proporcionarse por pfxeles de las imagenes de Tomograffa de Impedancia Electrica correspondientes a estructuras funcionales tales como el corazon y los pulmones.
El metodo puede comprender ademas medir una senal adicional que comprende informacion relacionada con la actividad respiratoria. El metodo puede comprender ademas calcular una frecuencia de ciclo cardfaco (fc) y una frecuencia de ciclo respiratorio (fr) comprende ademas el uso de dicha senal adicional. La medicion de una senal adicional puede comprender usar un electrocardiograma, un fonocardiograma, un ultrasonido, una senal de flujo sangumeo, un pletismograma inductor respiratorio o un fotopletismograma. La senal adicional puede comprender una senal de TIE obtenida de una pluralidad de pfxeles de imagenes de TIE adquiridas usando una tecnica de medicion de captura de imagenes de TIE. La senal de TIE puede obtenerse de un subconjunto de la pluralidad de pfxeles localizados en una region anatomica de interes (ROI) del sujeto que comprende informacion relacionada con la actividad respiratoria.
El metodo puede comprender ademas calcular un predictor de la sensibilidad a lfquidos del factor de interaccion de corazon-pulmon (ICP). Dicho calculo del predictor de la sensibilidad a lfquidos puede comprender ajustar el factor de interaccion de corazon-pulmon ICP con valores de variacion del volumen sistolico (VVS) de referencia medidos.
Segun un aspecto adicional de la presente invencion se proporciona un aparato para determinar los fenomenos de interaccion de corazon-pulmon de un ser vivo, que comprende: un medio de medicion para obtener al menos una senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca; medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia de actividades cardfacas (fc) y respiratoria (fr) contenidas dentro de dicha senal; medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon (ficp) contenida dentro de dicha senal; medio de procesamiento para calcular la energfa de dicha senal en las frecuencias cardfaca (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp); medio de procesamiento para combinar dicho valor de energfa Eicp y al menos uno de los valores de energfa Er y Ec dentro de una variable combinada; medio de procesamiento para transformar dicha variable combinada en un mdice que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon
El medio para obtener al menos una senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca mide una senal de la tension arterial.
El medio para obtener al menos una senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca puede configurarse para medir una senal fotopletismografica.
El medio para obtener al menos una senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad cardfaca puede configurarse para medir una senal de flujo sangumeo.
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El medio para obtener al menos una senal fisiologica que representa informacion relacionada con la actividad ca^aca puede configurarse para medir una senal obtenida por medio de Tomograffa de Impedancia Electrica (TIE).
La senal obtenida por medio de Tomograffa de Impedancia Electrica (TIE) puede corresponder a la serie temporal de cambio de impedancia relacionado con la actividad cardfaca de al menos un pixel de las imagenes tomograficas.
La serie temporal de cambio de impedancia de al menos un pixel de las imagenes tomograficas puede corresponder a estructuras funcionales de interes tales como el corazon.
La serie temporal de cambio de impedancia de al menos un pixel de las imagenes tomograficas puede corresponder a estructuras funcionales de interes tales como el ventnculo izquierdo.
La serie temporal de cambio de impedancia de al menos un pixel de las imagenes tomograficas puede corresponder a estructuras funcionales de interes tales como el ventnculo derecho.
La serie temporal de cambio de impedancia de al menos un pixel de las imagenes tomograficas puede corresponder a estructuras funcionales de interes tales como arterias principales.
La serie temporal de cambio de impedancia de al menos un pixel de las imagenes tomograficas puede corresponder a estructuras funcionales de interes tales como la aorta.
La serie temporal de cambio de impedancia de al menos un pixel de las imagenes tomograficas puede corresponder a estructuras funcionales de interes tales como la arteria pulmonar.
El medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia puede basarse en una tecnica de periodograma de Fourier.
El medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia puede basarse en una tecnica de periodograma parametrico.
El medio de procesamiento para calcular valores de frecuencia puede basarse en la proyeccion de dicha senal en funciones de base trigonometrica.
Un valor de frecuencia de actividad cardfaca (fc) puede calcularse como la frecuencia que representa la densidad de potencia maxima en el periodograma calculado, y el valor de frecuencia de actividad respiratoria (fr) puede calcularse como la frecuencia que representa una densidad de potencia maxima a frecuencias menores de fc.
Un valor de frecuencia de actividad respiratoria (fr) puede calcularse como la frecuencia que representa la densidad de potencia maxima en el periodograma calculado, y el valor de frecuencia de actividad cardfaca (fc) puede calcularse como la frecuencia que representa una densidad de potencia maxima en frecuencias mayores de fr, excluyendo frecuencias armonicas respiratorias.
Los valores de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon pueden calcularse a partir de dichas fc y fr.
Un valor de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon puede calcularse como fc-fr.
Un valor de frecuencia de la interaccion de corazon-pulmon puede calcularse como fc+fr.
Los valores de energfa de dichas frecuencias cardfaca (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) pueden calcularse a partir de un periodograma de Fourier.
Los valores de energfa de dichas frecuencias cardfaca (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) pueden calcularse a partir de un periodograma parametrico.
Los valores de energfa de dichas frecuencias cardfaca (Ec), respiratoria (Er) y de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) pueden calcularse a partir de una proyeccion en funciones de base trigonometrica.
Los valores de energfa Eicp y Ec pueden combinarse en una unica variable como la relacion de Eicp con respecto a Ec.
Los valores de energfa Eicp, Ec y Er pueden combinarse en una unica variable como la relacion de Eicp con respecto a Ec y Er.
La variable combinada puede transformarse en un mdice que representa fenomenos de interaccion de corazon- pulmon usando una formula obtenida de un modelo matematico.
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a variable combinada puede transformarse en un mdice que representa fenomenos de interaccion de corazon- pulmon usando una funcion obtenida de un conjunto de entrenamiento de datos.
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de Variacion de Volumen Sistolico (VVS).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de Variacion de Tension Diferencial (VTD).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de Variacion de Tension Sistolica (VTS).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de fndice de Variabilidad Pletismografica (IVP).
El valor que representa fenomenos de interaccion de corazon-pulmon puede ser un valor de fndice de Sensibilidad a Lfquidos (ISL).
Puede usarse al menos una senal adicional para calcular valores de frecuencia de cualquiera de las actividades cardfaca (fc) y respiratoria (fr).
Al menos una senal adicional puede usarse para calcular la energfa de cualquiera de las actividades cardfaca (Ec) y respiratoria (Er).
La senal adicional puede ser proporcionada por fuentes independientes tales como un electrocardiograma, un fonocardiograma, un ultrasonido, una senal de flujo sangumeo, un pletismograma inductor respiratorio o un fotopletismograma.
La senal adicional puede ser proporcionada por pfxeles de las imagenes de Tomograffa de Impedancia Electrica correspondientes a estructuras funcionales tales como el corazon y los pulmones.
Breve descripcion de los dibujos
La invencion se entendera mejor con la ayuda de la descripcion de una realizacion dada como ejemplo e ilustrada por las figuras, en las que:
la Fig. 1 muestra un modelo equivalente de una senal relacionada con la circulacion, segun una realizacion; la Fig. 2 muestra una tabla que resume componentes de frecuencia calculados a partir de una senal relacionada con la circulacion, segun una realizacion
la Fig. 3 ilustra una densidad espectral de una serie temporal generada a partir de senales de TIE; y
la Fig. 4 representa una imagen TIE de un torax que muestra organos y estructuras de interes, segun una
realizacion.
Descripcion detallada de posibles realizaciones
La actividad relacionada con el corazon en arterias de un sujeto (ser humano o animal vivo) en funcion del tiempo t puede modelarse matematicamente por la ecuacion 1:
corazon (t) = TAM + Acsen(2nfct) (Ecuacion 1)
en donde TAM es la Tension Arterial Media, Ac es la amplitud de una senal relacionada con la actividad cardfaca, fc es la frecuencia del ciclo cardfaco (frecuencia cardfaca o ciclo cardfaco). Aqrn, las expresiones actividad relacionada con el corazon y senal relacionada con la actividad cardfaca deberian interpretarse como inclusivas de actividad cardiorrelacionada y senal cardiorrelacionada. En una realizacion, la senal relacionada con actividad del corazon (o cardfaca) comprende una senal de tension arterial. La senal relacionada con la actividad cardfaca tambien puede comprender una senal fotopletismografica, una senal de flujo sangumeo o cualquier otra senal adecuada.
De forma similar, la actividad respiratoria del sujeto en funcion del tiempo t puede modelarse por la ecuacion 2:
resp(t) = sen (2nfrt)
(Ecuacion 2)
en donde fr es la frecuencia del ciclo respiratorio (ciclo de respiracion) del sujeto.
Una interaccion de corazon-pulmon puede modelarse por un modelo multiplicativo, como se representa en la ecuacion 3:
5
icp(t) = ICP corazon(t) resp(t) (Ecuacion 3)
en donde ICP es un factor de Interaccion de corazon-pulmon, el mdice diana de la presente invencion. El valor de ICP contiene informacion sobre la cantidad de dicha interaccion entre la actividad respiratoria del sujeto y la 10 circulacion esta directamente relacionada con parametros de sensibilidad a lfquidos tales como Variaciones de Volumen Sistolico (VVS), Variaciones de Tension Diferencial (VTD) y similares.
La ecuacion 3 puede desarrollarse como:
15
imagen1
Al desarrollar esta ecuacion se obtiene ademas:
icp(t) = TAM ICP sen(2nfrt) 4-
-TAM j4c[sen(27r(/c— fc)t) 4-sen (2n(fc+fc)t) ] (Ecuacion 5)
20
Una senal relacionada con la circulacion puede describirse por las Ecuaciones 6 y Ecuacion 7:
circ(t) = corazbn(t) + icp(t) (Ecuaci6n 6)
circ(t) = TAM + Ac sen (27ifct) 4-TAM ICP sen(2nfrt) +
\ ICP Ac [sen (2tt(/c-fc )t) -l-sen (27r(/r 4-fc )t) ] (Ecuacion 7)
25 La senal relacionada con la circulacion calculada corresponde a una senal fisiologica que se medina usando un sensor fisiologico indicativo del volumen sangumeo.
Un modelo equivalente de la senal relacionada con la circulacion se muestra en la figura 1. La figura 2 es una tabla que resume los componentes de frecuencia que representana una senal relacionada con la circulacion segun el 30 modelo descrito en la Ecuacion 7. Como se ha mencionado anteriormente, TAM es Tension Arterial Media, Ac es la amplitud de la senal relacionada con la actividad cardfaca e ICP es el factor de interaccion de corazon-pulmon.
Observese que el modelo de la senal relacionada con la circulacion representada en la Fig. 1, es similar a un modelo de modulacion de la amplitud (MA), conocido por un experto en la materia de la comunicacion electronica. En 35 particular, suponiendo que la senal relacionada con la circulacion se genera mediante:
imagen2
se obtiene el mismo desarrollo que en la Ecuacion 7, y los mismos componentes de frecuencia que en la Tabla 1. Un 40 experto en la materia interpretara ademas la Ecuacion 8 de la siguiente manera: la actividad respiratoria modula la actividad relacionada con el corazon de un sistema cardiovascular vivo mediante un proceso de modulacion de la amplitud con un factor de modulacion de ICP.
Segun una realizacion, un metodo para determinar el factor de interaccion del corazon y pulmon comprende las 45 etapas de:
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medir la senal relacionada con la actividad ca^aca que comprende informacion relacionada con la actividad ca^aca;
a partir de la senal relacionada con la actividad cardfaca, calcular la frecuencia de ciclo ca^aco fc y frecuencia de ciclo respiratorio fr; y
a partir de la senal relacionada con la actividad cardfaca, determinar una ene^a de ciclo cardfaco Ec a la frecuencia de ciclo cardfaco fc, una energfa de ciclo respiratorio Er a la frecuencia de ciclo respiratorio fr y una energfa de interaccion de corazon-pulmon Eicp a una frecuencia de intermodulacion ficp correspondiente a la diferencia entre la frecuencia de ciclo respiratorio fr y la frecuencia de ciclo cardfaco fc (ficp = fr-fc). El metodo comprende ademas dividir la energfa de interaccion de corazon-pulmon calculada en Eicp por la energfa de ciclo cardfaco Ec para obtener una relacion que depende solamente de ICP:
£hl _ 2"' Ai _ I jCp (Ecuacion 9)
ec ac 2
Por lo tanto, el factor de interaccion de corazon-pulmon ICP puede obtenerse a partir de la relacion de la energfa de interaccion de corazon-pulmon Eicp con respecto a la energfa de ciclo cardfaco Ec.
Como alternativa, el factor de interaccion de corazon-pulmon ICP puede obtenerse a partir de la relacion de la energfa de interaccion de corazon-pulmon Eicp con respecto a la energfa de ciclo respiratorio Er. La frecuencia intermodulacion ficp puede calcularse a partir de la frecuencia de ciclo cardfaco fc y la frecuencia de ciclo respiratorio fr. Por ejemplo, la frecuencia intermodulacion ficp puede calcularse como fc-fr (ICP-) o como fc+fr (ICP+).
Ya que ninguno de los valores requeridos para calcular el mdice de ICP representado en la Ecuacion 10 depende de la tension arterial media (TAM), el metodo de la presente invencion es adecuado para su uso en las condiciones en donde solamente esta disponible una senal proporcional a la tension diferencial arterial. Esta caractenstica unica permite estimar la ICP a partir de sustitutos no invasivos de seguimientos de la tension arterial tales como fotopletismograffa (PPG), senales de TIE (vease posteriormente) o senales Doppler de flujo de sangre basadas en ultrasonidos.
En una realizacion, la senal relacionada con la actividad cardfaca comprende una senal de TIE obtenida usando una tecnica de medicion de captura de imagenes de TIE. Una tecnica de captura de imagenes de TIE puede comprender adquirir una secuencia temporal de imagenes de TIE. Cada imagen de TIE de la secuencia de imagenes de TIE comprende una pluralidad de pfxeles, representando cada pixel un valor de impedancia. A partir de la secuencia temporal de imagenes de TIE, puede determinarse una variacion temporal del valor de impedancia para cada pixel, tal como para generar una serie temporal para cada pixel (la senal de TIE). Un pulso de tension corresponde a estallidos sangumeos a traves de estructuras vascularizadas o el arbol arterial del sujeto durante cada ciclo cardfaco. Suponiendo que la aparicion del pulso de tension en una localizacion anatomica dada del sujeto corresponde a la aparicion de un pulso de impedancia, los valores del Tiempo de Llegada del Pulso (TLP) pueden estimarse a partir de la serie temporal generada. La serie temporal (o senal de TIE) puede generarse para un subconjunto de una pluralidad de pfxeles localizados en una region anatomica de interes (ROI) del sujeto. Por ejemplo, dicha ROI puede comprender los ventnculos izquierdo y/o derecho del sujeto, la aorta descendente, la arteria pulmonar o cualquier arteria principal.
La energfa de interaccion de corazon-pulmon Eicp y la energfa del ciclo cardfaco Ec se calculan a partir de una serie temporal generada a partir de senales de TIE obtenidas para una ROI correspondiente a la aorta descendente. Puede realizarse un analisis de frecuencia en la serie temporal tal como para estimar una densidad espectral de la serie temporal. La Figura 3 representa un periodograma de Fourier de la serie temporal de un (un unico) pixel de TIE que contiene informacion de pulsatilidad relacionada con la actividad cardfaca de la aorta descendente. Despues de detectar la posicion de los pfxeles que contienen la informacion funcional deseada de la aorta, es decir, despues de detectar la ROI correspondiente a la aorta descendente, su serie temporal, es decir, la serie temporal generada para el subconjunto de pfxeles comprendido en dicha ROI, se analiza usando un periodograma de Fourier.
En referencia a la Figura 3, la densidad espectral de la serie temporal comprende varios picos de energfa importantes. Los picos de energfa mas relevantes se situan en la frecuencia de ciclo respiratorio fr y la frecuencia de ciclo cardfaco fc, asf como en la frecuencia de intermodulacion ficp calculada como fc-fr (representada por ICP- en la Fig. 3) o calculada como fc+fr (representada por ICP+ en la Fig. 3). La frecuencia de ciclo cardfaco fc puede determinarse como la frecuencia a la densidad de potencia maxima en el periodograma (Figura 3). Mas particularmente, la frecuencia de ciclo cardfaco fc puede determinarse como la frecuencia a la densidad de potencia maxima en el periodograma calculado, y la frecuencia de ciclo respiratorio fr puede determinarse como la frecuencia a la densidad de potencia maxima a frecuencias que son menores de fc. Como alternativa, la frecuencia de ciclo respiratorio fr puede determinarse como la frecuencia a la densidad de potencia maxima en el periodograma, y la frecuencia de ciclo cardfaco fc puede determinarse como la frecuencia a una densidad de potencia maxima a frecuencias mayores de fr, excluyendo frecuencias armonicas respiratorias Ademas, varios armonicos del pico de energfa respiratoria se localizan en las frecuencias 2fr, 3fr y 4fr en la Fig. 3.
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Segun la Ecuacion 10, se obtiene una estimacion del factor de interaccion de corazon-pulmon ICP dividiendo la ene^a de interaccion de corazon-pulmon Eicp calculada en el pico en la frecuencia de ICP- (o ICP+) con respecto a la energfa de ciclo cardfaco Ec calculada a la frecuencia fc, como se proporciona por el periodograma.
En lugar de un periodograma de Fourier podrian usarse como alternativa varias otras tecnicas de periodogramas, tales como un periodograma de Barlett, un periodograma parametrico (por ejemplo un periodograma basado en AR, Proakis y Manolakis, Prentice Hall, 1995) o un periodograma basado en la proyeccion en funciones de base trigonometrica (Vetter et al., Proc. World Congress Medical Physics and Biomedical Engineering 2009, 25-4: 326329). Por ejemplo, la frecuencia de ciclo cardfaco fc, la frecuencia de ciclo respiratorio fr y la frecuencia de intermodulacion ficp pueden determinarse a partir de una tecnica de periodograma parametrico, o en una proyeccion de la senal en funciones de base trigonometrica.
En otra realizacion, se usa al menos una senal adicional para determinar la frecuencia de ciclo cardfaco fc y la frecuencia de ciclo respiratorio fr. La senal adicional puede usarse tambien para calcular la energfa de ciclo cardfaco Ec y la energfa de ciclo respiratorio Er. La senal adicional puede proporcionarse mediante fuentes de medicion independientes tales como un electrocardiograma, un fonocardiograma, un ultrasonido, una senal de flujo sangumeo, un pletismograma inductor respiratorio o un fotopletismograma. La senal adicional tambien puede proporcionarse a partir de pfxeles de imagenes de TIE medidas en una ROI correspondiente a estructuras funcionales tales como el corazon y los pulmones.
La energfa de ciclo cardfaco Ec a la frecuencia de ciclo cardfaco fc, la energfa de ciclo respiratorio Er y las frecuencias de energfa de interaccion de corazon-pulmon Eicp se calculan a partir del periodograma de Fourier, a partir de la tecnica de periodograma parametrico o a partir de una proyeccion en funciones de base trigonometrica.
Por complecion, la estimacion de ICP puede compararse con el metodo de Variacion de Tension Diferencial (VTD) como fue desvelado por Michard et al. en su patente de los Estados Unidos 2007/0179386. Segun este metodo, una variacion de tension diferencial expresada en porcentaje (ATD) puede definirse como (Ecuacion 10):
imagen3
Ecuacion 10
La expresion (TDmax-TDmin) de la Ecuacion 10 puede asociarse con la amplitud de una senal cardiovascular a la frecuencia respiratoria, que corresponde a TAM ICP. De forma similar, la expresion (TDmax+TDmin)/2 de la Ecuacion 10 tambien puede asociarse con una estimacion del valor absoluto de la tension sangumea. Por lo tanto, la Ecuacion 10 puede reescribirse como:
ATD
(TD MAX + TD Mix )
( TDmaX + TD MIN )/2
TAM!CP ~ ICP
SIS
Ecuacion 11
La Ecuacion 11 muestra que el calculo de ICP esta estrechamente relacionado con el mdice de Michard de la interaccion corazon-pulmon, es decir, ATD.
La cuantificacion de la interaccion de corazon-pulmon de forma no invasiva usando un metodo basado en TIE puede comprender la etapa de identificar organos intratoracicos y estructuras vasculares dentro de imagenes de TIE basandose en un analisis de Tiempo de Transito de Pulso (TTP) (es decir, identificar la ROI en imagenes de TIE). Ya que los pulsos de tension de cada ciclo cardfaco mueven un estallido de sangre conductora de la electricidad dentro del arbol arterial, los pulsos de impedancia de TIE correspondientes pueden seguirse a lo largo del tiempo. En consecuencia, se crea una nueva imagen de TIE asignando a cada pixel de imagen el valor temporal en el que un pulso de impedancia alcanzo la estructura anatomica subyacente. La Figura 4 representa una imagen de TIE de un torax que muestra organos y estructuras de interes (ROI). La identificacion del corazon y las estructuras vasculares intratoracicas principales puede conseguirse mediante la asignacion de tiempos de llegada de pulsos de tension arterial a cada uno de los pfxeles de TIE que los representan. Debido a la alta velocidad de propagacion de los pulsos de tension en arterias sistemicas, la ROI correspondiente a la aorta descendente se identifica como los pfxeles localizados de forma central de detras de las arterias pulmonares centrales para los que los valores de tiempo son menores. Dicha identificacion de la ROI usando la tecnica de captura de imagenes de TIE se ha analizado en las solicitudes de patente WO 2012/007425 A1 y WO 2012/007423 A1 del mismo solicitante.
Rutinas de identificacion automaticas y no supervisadas agruparon despues estos pfxeles de TIE en unidades funcionales basandose en sus valores de tiempo de llegada de pulso. Los pfxeles de TIE que contienen informacion sobre la aorta descendente estan contenidos dentro de un grupo localizado centralmente detras de los pulmones
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para los que TTP fue menor. En otras palabras, la ROI correspondiente a la aorta descendente se determino usando rutinas de identificacion automaticas y no supervisadas.
En segundo lugar, las senales de los pfxeles de TIE que se identifico que conteman informacion sobre la aorta descendente (es decir el subconjunto de pfxeles comprendidos en la ROI correspondiente a la aorta descendente) se procesan adicionalmente para cuantificar su modulacion inducida por ventilacion de pulsos de impedancia cardfaca (es decir, variacion del volumen sistolico VVStie). Debido a la naturaleza ruidosa de los pulsos de impedancia de TIE durante los penodos de ventilacion, se emplea una nueva tecnica de dominio de frecuencia, a diferencia de enfoques basados en el tiempo tradicionales.
La variacion de volumen sistolico VVS puede estimarse midiendo la energfa de la interaccion entre la actividad cardiogenica a la frecuencia cardfaca fc y la actividad de ventilacion a la frecuencia de respiracion fr para estos pfxeles aorticos. Suponiendo que dicha interaccion es un proceso de modulacion, VVStie se expresa despues en funcion de la energfa medida a la frecuencia intermodulacion fc-fr. Despues se implementa analisis de frecuencia proyectando una serie de impedancia sin procesar de pfxeles aorticos en componentes de frecuencia principal fc, fr y
fc-r.
Un predictor de la sensibilidad a lfquidos se calcula a partir del factor de interaccion de corazon-pulmon ICP. En una realizacion, el predictor de sensibilidad a lfquidos se calcula a partir del factor de interaccion de corazon-pulmon ICP ajustando el factor de interaccion de corazon-pulmon determinado ICP con valores de referencia medidos del predictor de sensibilidad a lfquidos. Por ejemplo, el predictor de sensibilidad a lfquidos puede ser una variacion de volumen sistolico VVS. En particular, la variacion de volumen sistolico VVS puede calcularse ajustando (o calibrando) el factor de interaccion de corazon-pulmon ICP determinado con valores de VVS de referencia medidos, por ejemplo, obtenidos usando un dispositivo de medicion de VVS convencional tal como un dispositivo de medicion de VVS basado en ultrasonidos (VVSus) o un dispositivo de medicion de VVS basado en contorno de pulsos, o cualquier otro dispositivo de medicion de VVS apropiado (VVSpc).
En una realizacion, la energfa estimada a la frecuencia de intermodulacion se convierte en valores de VVS (VVStie) aplicando una transformacion lineal preentrenada. En otras palabras, los valores de la variacion del volumen sistolico VVS pueden calcularse aplicando una transformacion lineal preentrenada al reactor de interaccion de corazon- pulmon ICP determinado. La transformacion lineal preentrenada se obtiene a partir de una serie de datos de varios sujetos de ensayo; en particular, esta serie de datos se usa para calcular la mejor transformacion lineal entre valores de ICP estimados y valores de VVS de referencia (en unidades de [%]). Tambien puede usarse una serie de datos de una pluralidad de sujetos de ensayo para analizar las correlaciones de VVStie tanto con VVSus como con VVSpc.
Como alternativa, el factor de interaccion de corazon-pulmon ICP tambien puede usarse para calcular un valor de variacion de Tension Diferencial (VTD), Variacion de Tension Sistolica (VTS), fndice de Variabilidad Pletismografica (IVP) o fndice de Sensibilidad a Lfquidos (ISL). Aqrn, los VTD, VTS, IVP e ISL pueden calcularse ajustando (o calibrando) el factor de interaccion de corazon-pulmon ICP determinado con valores de VTD, VTS, IVP e ISL de referencia medidos, respectivamente.
En consecuencia, en la presente invencion, el procesamiento avanzado de senales de TIE a partir de pfxeles seleccionados permite una evaluacion automatica, continua y no invasiva de variacion de volumen sistolico ventricular izquierdo inducido por ventilacion en arterias centrales.
La presente divulgacion tambien se refiere a un aparato para determinar el predictor de sensibilidad de lfquidos de un sujeto del factor de interaccion de corazon-pulmon (ICP), comprendiendo el dispositivo un dispositivo para medir una senal relacionada con actividad cardfaca que comprende informacion relacionada con la actividad cardfaca; un dispositivo para llevar a cabo el metodo desvelado en el presente documento.
Numeros de referencia
Ec energfa de ciclo cardiaco
Er energfa de ciclo respiratorio
Eicp energfa de interaccion de corazon-pulmon
Fc frecuencia de ciclo cardiaco
Ficp frecuencia intermodulacion
fr frecuencia de ciclo respiratorio
ICP factor de interaccion de corazon-pulmon
TAM tension arterial media
VTD variacion de tension diferencial
VVS variacion de volumen sistolico

Claims (15)

  1. 5
    10
    15
    20
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    30
    35
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    REIVINDICACIONES
    1. Metodo para determinar de forma no invasiva un factor de interaccion de corazon-pulmon (ICP) de un sujeto, que comprende:
    medir una senal relacionada con la actividad cardfaca que comprende informacion relacionada con la actividad ca^aca;
    a partir de la senal relacionada con la actividad cardfaca, calcular una frecuencia de ciclo cardfaco (fc) y una frecuencia de ciclo respiratorio (fr);
    a partir de la senal relacionada con la actividad cardfaca, determinar una energfa de ciclo cardfaco (Ec) a la frecuencia de ciclo cardfaco (fc), determinar una energfa de ciclo respiratorio (Er) a la frecuencia de ciclo respiratorio (fr),
    caracterizado por que el metodo comprende ademas las etapas de, a partir de la senal relacionada con la actividad cardfaca, determinar una energfa de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) a una frecuencia de intermodulacion (ficp) correspondiente a la diferencia entre la frecuencia de ciclo respiratorio (fr) y la frecuencia de ciclo cardfaco (fc), o la suma de la frecuencia de ciclo respiratorio (fr) y la frecuencia de ciclo cardfaco (fc); y determinar un factor de interaccion de corazon-pulmon (ICP) a partir de la relacion de la energfa de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) y uno de la energfa de ciclo cardfaco (Ec) y la energfa de ciclo respiratorio (Er).
  2. 2. Metodo segun la reivindicacion 1, que comprende ademas calcular el predictor de sensibilidad a lfquidos a partir del factor de interaccion de corazon-pulmon (ICP).
  3. 3. Metodo segun la reivindicacion 1 o 2, en donde
    dicha senal relacionada con la actividad cardfaca comprende una senal de tension arterial, una senal fotopletismografica, una senal de flujo sangumeo o una senal de TIE obtenida a partir de una pluralidad de pfxeles de imagenes de TIE adquiridas usando una tecnica de medicion de captura de imagenes de TIE.
  4. 4. Metodo segun la reivindicacion 3, en donde
    la senal de TIE se obtiene a partir de un subconjunto de la pluralidad de pfxeles localizados en una region anatomica de interes (ROI) del sujeto que comprende informacion relacionada con la actividad cardfaca, notablemente la aorta descendente.
  5. 5. Metodo segun la reivindicacion 4, que comprende ademas generar una serie temporal a partir del subconjunto de la pluralidad de pfxeles de una secuencia temporal de imagenes de TIE.
  6. 6. Metodo segun la reivindicacion 5, que comprende ademas realizar un analisis de frecuencia sobre la serie temporal tal como para estimar una densidad espectral de la serie temporal.
  7. 7. Metodo segun la reivindicacion 6, en donde
    el analisis de frecuencia comprende uno de un analisis de Fourier, un analisis parametrico y una proyeccion en funciones de base trigonometrica, y la densidad espectral estimada es un periodograma.
  8. 8. Metodo segun la reivindicacion 7, en donde
    dicha determinacion de la frecuencia de ciclo cardfaco (fc) comprende determinar la frecuencia a la densidad de potencia maxima en el periodograma, y en donde
    dicha determinacion de la frecuencia de ciclo respiratorio (fr) comprende determinar la frecuencia a la densidad de potencia maxima en el periodograma a frecuencias menores de (fc).
  9. 9. Metodo segun la reivindicacion 7 u 8, en donde
    dicha determinacion de la frecuencia de ciclo respiratorio (fr) comprende determinar la frecuencia a la densidad de potencia maxima en el periodograma, y en donde
    dicha determinacion de la frecuencia de ciclo cardfaco (fc) comprende determinar la frecuencia a una densidad de potencia maxima a frecuencias mayores que la frecuencia de ciclo respiratorio (fr), excluyendo frecuencias armonicas respiratorias.
  10. 10. Metodo segun una cualquiera de las reivindicaciones 7 a 9, en donde
    dicha determinacion de la energfa de interaccion de corazon-pulmon (Eicp) comprende determinar la densidad de potencia del periodograma a la frecuencia de intermodulacion (ficp).
  11. 11. Metodo segun una cualquiera de las reivindicaciones 7 a 10, en donde
    dicha determinacion de la energfa de ciclo cardfaco (Ec) comprende determinar la densidad de potencia del periodograma a la frecuencia de ciclo cardfaco (fc).
  12. 12. Metodo segun una cualquiera de las reivindicaciones 7 a 11, en donde
    dicha determinacion de la energfa de ciclo respiratorio (Er) comprende determinar la densidad de potencia del periodograma a la frecuencia de ciclo respiratorio (fr).
  13. 13. Metodo segun una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 12, en donde
    el predictor de sensibilidad a lfquidos comprende una variacion de volumen sistolico (VVS).
  14. 14. Metodo segun una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 12, en donde
    5 el predictor de sensibilidad a lfquidos comprende uno de una variacion de tension diferencial (VTD), una variacion de tension sistolica (VTS), un mdice de variabilidad pletismografica (IVP) o un mdice de sensibilidad a lfquidos (ISL).
  15. 15. Aparato para determinar el factor de interaccion de corazon-pulmon (ICP) de un sujeto, comprendiendo el dispositivo un dispositivo para medir una senal relacionada con la actividad cardfaca que comprende informacion
    10 relacionada con la actividad cardfaca; y un dispositivo dispuesto para llevar a cabo el metodo segun una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 14.
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