ES2926626T3

ES2926626T3 - Prueba de función pulmonar basada en la técnica de oscilación forzada

Info

Publication number: ES2926626T3
Application number: ES17748213T
Authority: ES
Inventors: Ashutosh Sabharwal
Original assignee: Cognita Labs LLC
Current assignee: Cognita Labs LLC
Priority date: 2016-02-03
Filing date: 2017-02-03
Publication date: 2022-10-27
Anticipated expiration: 2037-02-03
Also published as: US11357421B2; WO2017136639A1; EP3410933B1; EP3410933A4; US20190046074A1; EP3410933A1

Abstract

Se describe un aparato para la prueba de la función pulmonar del paciente utilizando la técnica de oscilación forzada. El aparato incluye un subwoofer configurado para generar una onda de presión. El aparato incluye además una guía de ondas configurada para dirigir la onda de presión generada para que se introduzca en el flujo de aire hacia el pulmón del paciente. El aparato incluye un transductor de presión configurado para medir un cambio en la presión del flujo de aire y uno o más transductores de flujo configurados para medir un cambio en el caudal del flujo de aire, en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire. El aparato incluye una unidad informática configurada para determinar una impedancia mecánica del pulmón del paciente basándose en el cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Prueba de función pulmonar basada en la técnica de oscilación forzada

CAMPO TÉCNICO

La presente divulgación se refiere en general a un sistema y un método para la prueba de la función pulmonar de un paciente utilizando la técnica de oscilación forzada, y más específicamente se refiere a un aparato portátil para realizar la prueba de la función pulmonar de un paciente utilizando la técnica de oscilación forzada.

ANTECEDENTES

Para diagnosticar dolencias relacionadas con los pulmones, por ejemplo, la enfermedad pulmonar obstructiva crónica (EPOC) y el asma, a menudo se prescriben pruebas de función pulmonar. Los métodos convencionales de pruebas de la función pulmonar proporcionan mediciones obtenidas durante acciones respiratorias específicas del sujeto. Por ejemplo, la prueba de función pulmonar más utilizada es la espirometría. Sin embargo, la espirometría puede ser difícil de realizar para algunos pacientes, ya que requiere el entrenamiento del paciente para llevar a cabo una maniobra de respiración forzada no natural para una prueba exitosa, y por lo tanto, depende de la capacidad del paciente para conformarse. Como resultado, muchas clases importantes de población de pacientes pueden no ser capaces de utilizar correctamente la prueba de espirometría. Entre estas categorías de pacientes se encuentran los niños menores de 6 años, los sujetos de mayor edad y los pacientes con problemas mentales o con enfermedades graves que tienen dificultades para ajustarse a los procedimientos estándar de la prueba de espirometría. Además, en muchos casos importantes de salud (por ejemplo, casos con obstrucción reversible), incluso si la prueba de espirometría puede realizarse con éxito, ha demostrado ser ineficaz para detectar y diagnosticar muchas afecciones pulmonares. Por lo tanto, en esos casos, la espirometría no es una herramienta eficaz de cribado previo o de seguimiento de la enfermedad. Además, dado que la espirometría requiere una maniobra poco natural, es esencial contar con un técnico capacitado en pruebas de función pulmonar (PFT). Como resultado, la espirometría se realiza a menudo en laboratorios de PFT que pueden limitar su fácil accesibilidad en muchos casos, especialmente en entornos con recursos limitados.

En las últimas décadas se han desarrollado varias clases de procedimientos de diagnóstico de la función pulmonar, que han sido útiles sobre todo para la investigación. De ellos, la clase de técnicas conocida como Técnica de Oscilación Forzada (FOT) es la que más promete como alternativa a la espirometría. La FOT resuelve algunos de los principales problemas de la espirometría. En las pruebas basadas en la FOT, el paciente simplemente respira con normalidad en un tubo, por lo que no se requiere ninguna maniobra activa por parte del paciente. Como resultado, a diferencia de la espirometría, no es necesario entrenar al paciente y, por lo tanto, no se necesita un técnico especial. Por ejemplo, se ha realizado con éxito en niños de tan sólo tres años de edad. Además, las pruebas basadas en la FOT han demostrado ser altamente predictivas de muchas más afecciones pulmonares que la espirometría. En algunos casos, puede diagnosticar la EPOC con mucha antelación, en comparación con la espirometría

Uno de los retos a la hora de reducir el tamaño del dispositivo para las pruebas basadas en FOT se debe al requisito de frecuencias muy bajas de las ondas de presión de entrada. Las pruebas basadas en FOT utilizan ondas de presión en el rango de frecuencias de 5-50Hz. La frecuencia de la onda de presión influye directamente en el tamaño del dispositivo utilizado para generar la onda de presión. Las frecuencias más pequeñas significan longitudes de onda más grandes, lo que implica que el tamaño del generador de ondas tiene que ser correspondientemente mayor. Además, la amplitud de las señales medidas debido a la aplicación de las ondas de presión tiene que ser lo suficientemente grande para que los sensores de presión y de flujo puedan medir de forma fiable las características del pulmón. Para tener una señal fuerte, se necesita una señal de entrada fuerte, y por lo tanto, a su vez, necesitamos un generador de ondas de presión de gran apertura para producir ondas de presión fuertes.

La solicitud de patente de la OMPI número 2013163740A1 divulga un dispositivo accionado por flexión de haz piezoeléctrico para medir la impedancia del sistema respiratorio. El dispositivo divulgado es un sistema de oscilación forzada basado en material piezoeléctrico que utiliza una malla para generar las señales de presión forzada requeridas en el sistema de vías respiratorias del paciente y sensores de flujo basados en el neumotaco para medir el flujo de aire. Con el uso de tales componentes, el dispositivo divulgado puede lograr un tamaño pequeño pero puede requerir simultáneamente una mayor potencia de entrada y tener un coste relativamente alto. Además, dicho dispositivo puede requerir la calibración del sistema antes de su uso en entornos clínicos debido a la elección de los medios de generación de señales y del sensor, lo que puede resultar engorroso.

Por lo tanto, se necesita un aparato portátil que pueda realizar la prueba de la función pulmonar del paciente utilizando la técnica de oscilación forzada y que sea relativamente barato en comparación con los dispositivos conocidos.

Las siguientes publicaciones divulgan dispositivos que utilizan la técnica de oscilación forzada (FOT) para la evaluación de los pulmones, mencionando además detalles relevantes sobre la potencia proporcionada a diferentes frecuencias: (1) Maes, Hannes at all: "A Fan-Based, Low-Frequent, Forced Oscillation Technique Apparatus", IEEE TRANSACTIONS ON INSTRUMENTATION AND MEASUREMENT, IEEE SERVICE CENTER, PISCATAWAY, NJ, US, vol. 63, no. 3, I marzo de 2014 (2014-03-01), páginas 603-611; (2) lonescu, Clara M et all: "Measuring Nonlinear Effects in Respiratory Mechanics: A Proof of Concept for Prototype Device and Method", IEEE TRANSACTIONS ON INSTRUMENTATION AND MEASUREMENT, IEEE SERVICE CENTER, PISCATAWAY, NJ, US, vol. 63. no. 1, 1 de enero de 2014 (2014-01-01), páginas 124-134

RESUMEN

En un aspecto, se describe un aparato para realizar la prueba de la función pulmonar de un paciente utilizando la técnica de oscilación forzada. El aparato incluye una carcasa. El aparato incluye además una boquilla unida a la carcasa y configurada para permitir que el paciente inhale y exhale aire de la misma. El aparato incluye un subwoofer dispuesto dentro de la carcasa y configurado para generar una onda de presión. El aparato incluye además una guía de ondas acoplada al generador de señales desde un extremo y en comunicación fluida con la boquilla desde otro extremo para dirigir la onda de presión generada hacia la boquilla para introducirla en el flujo de aire hacia el pulmón del paciente. El aparato también incluye un transductor de presión en comunicación fluida con la guía de ondas y configurado para medir un cambio en la presión del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire. El aparato incluye además uno o más transductores de flujo asociados a una de las boquillas y a la guía de ondas, y configurados para medir un cambio en el caudal del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire. El aparato también incluye una unidad de computación en comunicación de señales con el transductor de presión y el o los transductores de flujo. La unidad de cálculo está configurada para determinar una impedancia mecánica del pulmón del paciente basándose en el cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

La FIG. 1 ilustra una vista en perspectiva lateral de un aparato para realizar la prueba de la función pulmonar de un paciente utilizando la técnica de oscilación forzada, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación;

La FIG. 2 ilustra una vista en despiece del aparato de la FIG. 1, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación;

La FIG. 3 ilustra una vista en despiece de los componentes funcionales del aparato de la FIG. 1, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación; y

La FIG. 4 ilustra una vista parcial en sección plana del aparato de la FIG. 1, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación;

La FIG. 5 ilustra diagramas esquemáticos que muestran la analogía entre un sistema acústico con el pulmón del paciente y un sistema eléctrico, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación;

La FIG. 6 ilustra un diagrama esquemático de un sistema para la prueba de la función pulmonar del paciente utilizando la técnica de oscilación forzada, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación;

La FIG. 7 ilustra un diagrama de flujo que representa los pasos involucrados en un método para la prueba de la función pulmonar del paciente utilizando la técnica de oscilación forzada, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación; y

La FIG. 8 ilustra una interfaz de usuario ejemplar, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación.

DESCRIPCIÓN DETALLADA

A continuación se describen realizaciones ilustrativas de la presente invención. La siguiente explicación proporciona detalles específicos para una comprensión cabal y una descripción habilitante de estas realizaciones. Un experto en la materia entenderá que la invención puede practicarse sin tales detalles. En algunos casos, no se han mostrado o descrito en detalle estructuras, procesos y funciones bien conocidos para evitar oscurecer innecesariamente la descripción de las realizaciones.

Cabe señalar que, a menos que el contexto requiera claramente lo contrario, a lo largo de la descripción, las palabras "comprenden", "comprendiendo", "incluyen", "incluyendo" y similares deben interpretarse en un sentido inclusivo en contraposición a un sentido exclusivo o exhaustivo; es decir, en el sentido de "incluyendo, pero sin limitarse a". Las palabras que utilizan el número singular o plural también incluyen el número plural o singular, respectivamente, mientras se adhieren a los conceptos de la presente invención. Además, las referencias a "una realización" y "una realización" no pretenden interpretarse como la exclusión de la existencia de otras realizaciones que también incorporen las características mencionadas.

Los detalles de la invención reivindicada se explicarán teniendo en cuenta la siguiente descripción leída junto con las figuras adjuntas.

La FIG. 1 ilustra una vista lateral en perspectiva de un aparato, generalmente referenciado por el número 100, según una o más realizaciones de la presente invención. En la presente realización, el aparato 100 es un dispositivo de diagnóstico portátil para realizar una función de prueba pulmonar de un paciente. En particular, el aparato 100 está configurado para determinar una función del sistema respiratorio de un paciente. La función, como se describe en el presente documento, puede ser un parámetro mecánico asociado con el pulmón del paciente. Por ejemplo, el aparato 100 está configurado para determinar una impedancia acústica o mecánica del pulmón del paciente con el fin de diagnosticar enfermedades respiratorias conocidas.

Como se ilustra en la FIG. 1, el aparato 100 incluye una carcasa 102 en la que están encerrados varios componentes electrónicos del aparato 100. En general, la carcasa 102 puede ser una estructura rígida para encerrar adecuadamente los diversos componentes y además puede ser capaz de soportar una caída accidental o similar. La carcasa 102 puede estar hecha de cualquier material adecuado, como por ejemplo, pero no limitado a, plástico o algún otro material ligero. Como puede verse, la carcasa 102 está formada simétricamente para acomodar el uso de un operador diestro o zurdo. En el ejemplo ilustrado, la carcasa 102 tiene un perfil de sección transversal sustancialmente oblongo o elíptico. Puede entenderse que el perfil elíptico de la carcasa 102 facilita el agarre del aparato 100 en la mano del operador. Sin embargo, en ejemplos alternativos, la carcasa 102 puede tener un perfil de sección transversal no elíptico sin ninguna limitación.

Además, como se ilustra, el aparato 100 incluye una boquilla 104. La boquilla 104 puede estar unida a un extremo delantero 106 de la carcasa 102, opuesto al extremo trasero 108. La boquilla 104 puede permitir al paciente inhalar aire de la misma. La boquilla 104 puede tener una forma que permita al paciente mantener un cierre hermético de los labios alrededor sin mucha molestia. En algunos ejemplos, la boquilla 104 puede permitir el uso de un filtro desechable (no mostrado) con la misma. El filtro desechable puede ser requerido para ser reemplazado con cada uso del aparato 100 para la prueba de cualquier paciente. Como puede entenderse, esto puede ser necesario para evitar el riesgo de cualquier infección bacteriana para el paciente a partir de múltiples usos del aparato 100 por diferentes pacientes.

La FIG. 2 ilustra una vista en despiece del aparato 100, de acuerdo con una o más realizaciones de la presente divulgación. Como se ilustra, la carcasa 102, del aparato 100, está formada simétricamente e incluye un par de dos paredes laterales opuestas 110, 112. En el ejemplo ilustrado, cada pared lateral 110 y 112 se extiende en forma de arco entre el extremo delantero 106 y el extremo trasero 108; y están conectadas entre sí, de manera que se define una cavidad entre ellas. A efectos ilustrativos, no se han mostrado en la FIG. 2 los diversos elementos de fijación, tales como, pero no limitados a, tuercas y tornillos, para mostrar claramente los componentes seleccionados necesarios para el funcionamiento del aparato 100.

Además, como se ilustra en la FIG. 2, una superficie inferior 114 de la carcasa 102 es sustancialmente plana, y se extiende sustancialmente perpendicularmente entre las paredes laterales 110, 112; y entre el extremo delantero 106 y el extremo trasero 108, respectivamente. Además, una superficie superior 116 de la carcasa 102 también se extiende entre las paredes laterales 110, 112; y se extiende oblicuamente entre el extremo delantero 106 y el extremo trasero 108 con respecto a la superficie inferior 114. Se puede contemplar que el diseño ilustrado de la carcasa 102 es sólo ejemplar, y la carcasa 102 puede tener cualquier otra forma y diseño adecuados sin ninguna limitación.

La FIG. 2 también muestra un conjunto funcional 120 del aparato 100 que realiza las funciones requeridas de prueba pulmonar en el mismo. Como puede ser contemplado por un experto en la materia, varios componentes del conjunto funcional 120 pueden ser unidos entre sí mediante el uso de tipos adecuados de arreglos de fijación (no mostrados). La FIG. 3 ilustra una vista detallada del conjunto funcional 120 de la FIG. 2 para mostrar por separado e individualmente los diversos componentes. Estos diversos componentes y su relación entre sí se han descrito a continuación en vista de la FIG. 3.

Como se ilustra en la FIG. 3, el aparato 100 incluye un generador de señales 122. En una realización de la presente divulgación, el generador de señales 122 es un subwoofer. En lo sucesivo, los términos "generador de señales" y "subwoofer" se han utilizado indistintamente sin ninguna limitación. A efectos de la presente divulgación, el sub-woofer 122 puede incluir un altavoz, un woofer o cualquier otro dispositivo capaz de generar presión u ondas acústicas. En ejemplos de la presente divulgación, el subwoofer 122 incluye un conductor (no mostrado) que tiene un diámetro en el rango de 2 a 5 pulgadas. En un ejemplo particular, el aparato 100 emplea el sub-woofer 122 con un conductor que tiene un diámetro de 3 pulgadas. Como puede verse, el subwoofer 122 puede estar alojado en un recinto rectangular 124. Puede entenderse que las dimensiones y la forma del recinto 124 pueden ajustarse a la forma y las dimensiones correspondientes del subwoofer 122. Las dimensiones de la caja 124 se determinan de manera que se maximice la potencia de salida a la frecuencia más baja, manteniendo el volumen de la caja 124 para su portabilidad. Esto se hace mediante el ajuste fino del factor Q y la frecuencia de resonancia del transductor y el cálculo de las dimensiones mínimas posibles de la caja 124. Tales técnicas de diseño son bien conocidas en el arte y no se han descrito aquí en detalle para la brevedad de la divulgación.

En una realización, el subwoofer 122 está configurado para generar una onda de presión con una frecuencia predefinida. Para implementar la onda de presión, el subwoofer 122 emplea una forma de onda predefinida que puede ser almacenada en una memoria flash integrada (no mostrada) o similar. Estos datos son muestreados por un microcontrolador y enviados a un chip convertidor digital-analógico (DAC) (no mostrado). En la mayoría de los casos, una frecuencia de muestreo de 4-8 KHz puede ser suficiente, pero el valor exacto puede determinarse en función del diseño específico del subwoofer 122. Los perfiles de señal predefinidos, utilizados para generar las ondas de presión, pueden ser sustituidos por diferentes versiones del producto con diferentes especificaciones del altavoz. Además, en diferentes ejemplos, las ondas de presión pueden modificarse de forma flexible utilizando el enlace inalámbrico o por cable con un dispositivo informático que crea la señal en tiempo real, como se explicará más adelante en detalle. En la mayoría de los casos, la onda de presión generada se envía a un amplificador. En el presente ejemplo, un amplificador de clase D puede ser una opción ideal para una aplicación de bajo consumo debido a su implementación de eficiencia energética.

En particular, el subwoofer 122 puede generar múltiples ondas de presión con frecuencias discretas en un rango de frecuencia predefinido. En un ejemplo, el rango de frecuencia predefinido puede ser de 3-50 kHz. La elección del rango de frecuencia o de la frecuencia discreta puede variar de una aplicación a otra. Por ejemplo, en un ejemplo, sólo se puede utilizar una frecuencia y en otro ejemplo, se generan múltiples frecuencias discretas por el generador de señales 122. En una configuración, la potencia, el número y los valores de frecuencia pueden ser configurados por un software que se ejecuta en el propio aparato 100 o en un dispositivo informático asociado al aparato 100 a través de un enlace inalámbrico o por cable; y la elección de las frecuencias y sus parámetros asociados (potencia y valores) puede ser configurada manualmente por el operador o por el software automáticamente, de acuerdo con la siguiente ecuación,

N

y = ^ A tsin(2nftt 0¡)

1=1

donde, A¿ = coefficients; f t = [3,50] Hz; = phase delay

En una configuración, la potencia de la salida del subwoofer 122 y las frecuencias individuales o discretas de las ondas de presión pueden ser modificadas dinámicamente por el dispositivo informático basándose en el valor de coherencia calculado, la potencia de salida medida de las frecuencias individuales y la amplitud de presión máxima permitida. En un ejemplo, el subwoofer 122 está configurado para generar dinámicamente las ondas de presión con uno o más números variables tanto de potencia como de frecuencia. Los métodos para el cálculo de tales valores pueden ser contemplados por un experto en la materia y por lo tanto no se han descrito en detalle en el presente documento para la brevedad de la divulgación. Puede entenderse que los valores de potencia de salida (o en otras palabras, los valores de presión de salida) se miden en la boquilla 104.

Además, como se ilustra en la FIG. 3, el aparato 100 incluye un miembro de conexión 126 que acopla el generador de señales 122 al extremo delantero 106 de la carcasa 102, próximo a la boquilla 104. En particular, el miembro de conexión 126 incluye una guía de ondas 128 que está acoplada al generador de señales 122 desde un extremo 130 y en comunicación fluida con la boquilla 104 desde otro extremo 132. En general, la guía de ondas 128 puede tener la forma de un canal o un tubo para proporcionar un flujo laminar en el mismo. La guía de ondas 128 permite dirigir la onda de presión, generada por el generador de señales 122, hacia la boquilla 104, que puede ser introducida en el flujo de aire hacia el sistema respiratorio del paciente, cuando éste inhala aire a través de la boquilla 104.

En una realización, la guía de ondas 128 puede tener una forma que resulte en un mínimo de posibles obstrucciones en el camino de transmisión de la onda de presión en la misma. En un ejemplo, la guía de ondas 128 tiene una forma de sección transversal circular, ovalada y rectangular. Además, como puede verse, debido a la falta de coincidencia en las dimensiones del generador de señales 122 y la guía de ondas 128; y por lo tanto, no pueden conectarse directamente. En un ejemplo, la guía de ondas 128 puede incluir una porción de transición curvada 134 que permite un acoplamiento suave de la guía de ondas 128 con el recinto rectangular 124 del generador de señales 122, y por lo tanto ayuda a reducir la turbulencia causada a las ondas de presión cuando se propagan en el mismo. El diseño mecánico de la guía de ondas 128, incluyendo la forma, el tamaño y las dimensiones, está optimizado para preservar la laminaridad y reducir el espacio muerto para la transmisión de la onda de presión durante el proceso de prueba pulmonar.

Refiriéndose de nuevo a la FIG. 3, el aparato 100 incluye una unidad de detección 136 configurada para medir la presión y el caudal del flujo de aire en ella. La unidad de detección 136 puede incluir múltiples sensores para lograr dicho propósito. En una realización, la unidad de detección 136 incluye un transductor de presión 138 en comunicación fluida con la guía de ondas 128. El transductor de presión 138 puede estar configurado para medir un cambio en la presión del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire. Además, la unidad de detección 136 puede incluir uno o más transductores de flujo 140 asociados con cualquiera de la boquilla 104 y la guía de ondas 128. Los transductores de flujo 140 están configurados para medir un cambio en el caudal del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire.

En un ejemplo, el transductor de presión 138 es un transductor basado en un sistema microelectromecánico (MEMS). Además, el transductor de presión 138 es un transductor de presión MEMS de potencia ultrabaja para medir la respuesta de presión del sistema respiratorio del paciente a las ondas de presión aplicadas externamente. En el presente ejemplo, la presión máxima de pico a pico generada por el rango del subwoofer 122 es de unos 300N/m². Añadiendo la presión bucal, el transductor de presión 138 puede tener especificaciones con un rango de medición de 0-900 N/m², y la sensibilidad de la medición puede aumentarse mediante el sobremuestreo y el promedio de los datos. En una configuración, el aparato 100 puede emplear un tubo flexible 142 que conecta el transductor de presión 138 a una abertura (no mostrada) en la guía de ondas 128. En un ejemplo, dicha abertura puede estar situada cerca de la boquilla 104 para tener una relación señal-ruido (SNR) adecuada para la medición de las fluctuaciones de presión. Alternativamente, el transductor de presión 138 puede estar acoplado directamente a la abertura de la guía de ondas 128.

Además, en una realización, el o los transductores de flujo 140 son caudalímetros ultrasónicos. En lo sucesivo, los términos "transductor de flujo" y "caudalímetro ultrasónico" se han utilizado indistintamente sin ninguna limitación. Los caudalímetros ultrasónicos 140 ofrecen un método no invasivo de medición del flujo de aire. Como se ilustra en la FIG. 4, puede entenderse que al menos dos de estos flujómetros ultrasónicos 140 pueden estar dispuestos de forma radialmente opuesta en la guía de ondas 128 con el fin de medir el caudal del flujo de aire en la misma. En la medición del caudal por ultrasonidos, se transmite una señal ultrasónica en la dirección del flujo de aire (aguas abajo) y otra señal ultrasónica se transmite en contra de la dirección del flujo de aire (aguas arriba). Si no hay flujo, el tiempo que tardan las dos señales es el mismo en ambas direcciones. Sin embargo, si hay flujo, las señales aguas arriba y aguas abajo se retrasan en At. El tiempo diferencial se utiliza entonces como indicador de la velocidad o caudal del flujo de aire.

En una realización, los uno o más transductores de flujo 140 se colocan en una pared interior de la boquilla 104 o de la guía de ondas 128, de manera que los uno o más transductores de flujo 140 están dispuestos en contacto directo con el flujo de aire. Para ello, la boquilla 104 y/o la guía de ondas 128 pueden tener agujeros en los que los transductores de flujo 140 se pueden acoplar. Este diseño da lugar a una recepción de la señal más fuerte y no tiene reflexiones. En una realización alternativa, como se ilustra en la FIG. 4, los uno o más flujómetros ultrasónicos 140 se colocan en una pared exterior de la boquilla 104 y/o la guía de ondas 128. Aunque la colocación mecánica sugerida puede dar lugar a una pérdida de señal relativamente más alta y, por tanto, a una menor SNR, y a reflexiones añadidas debido a la falta de coincidencia de impedancias, pero el presente diseño puede superar dichas limitaciones como se describe a continuación.

En primer lugar, para compensar la pérdida de señal, el presente aparato 100 puede emplear múltiples pares de transductores de flujo 140 para capturar la misma señal, como se ilustra en la FIG. 4. Dado que cada transductor de flujo 140 capta una copia, posiblemente retrasada, de la señal, la energía total captada por el conjunto de transductores de flujo 140 es mayor que la de cualquier transductor de flujo individual. A modo de ejemplo, si estas señales múltiples se capturan desde tres sensores y se procesan conjuntamente, de forma óptima para la suma coherente, entonces la señal de suma resultante puede tener una mayor relación señal-ruido. La ganancia en SNR puede ser tan grande como 20log¹⁰(M); donde M es el número de transductores de flujo 140. Un ejemplo de cálculo con tres sensores arroja una ganancia de 20log¹⁰(3) que proporciona 9,5 dB de ganancia de señal. En segundo lugar, para reducir las reflexiones, se propone un acoplamiento acústico estrecho entre los transductores de flujo 140 y las paredes de la boquilla 104 y/o la guía de ondas 128, mediante un diseño de caja física multicapa. En el diseño propuesto, se establece una delgada bolsa de aire rellena de gel de ultrasonidos (generalmente etiquetada como 141) entre los dos materiales con impedancias acústicas potencialmente muy diferentes. El gel 141 puede ayudar a transferir la energía acústica desde el transductor de flujo 140 a las paredes de la boquilla 104 y/o la guía de ondas 128 y, a continuación, desde la pared radialmente opuesta al extremo receptor del transductor de flujo 140, sin ninguna pérdida sustancial debida a las reflexiones de las señales.

En configuraciones ejemplares de la presente divulgación, el transductor de flujo 140 puede necesitar medir fluctuaciones de flujo diminutas superpuestas a la respiración normal, a través de la boquilla 104. Para proporcionar una calidad de señal suficiente a la corta gama de valores de flujo, la resolución del transductor de flujo 140 debe ser inferior a 10 mililitros/segundo. Por lo tanto, para medir una tasa de flujo baja con transductores de flujo 140 colocados muy cerca, los transductores de flujo 140 pueden necesitar ser capaces de capturar tiempos de tránsito muy cortos. En el presente ejemplo, el transductor de flujo 140 puede necesitar medir el tiempo de tránsito con una resolución de picosegundos. Para ello, el reloj electrónico de medición puede tener que funcionar a unos cientos de MHz y el circuito correspondiente puede tener que desplegar un microprocesador de muy alta velocidad para analizar los datos. En un ejemplo, se utiliza un conjunto de chips ASIC dedicado para medir los tiempos de tránsito y enviar los resultados a un microcontrolador de bajo consumo. Además, la utilidad del transductor de flujo 140 es medir las fluctuaciones resultantes en el flujo y no la señal respiratoria subyacente como los flujómetros médicos respiratorios tradicionales. Por lo tanto, se necesita una mayor tasa de muestreo para capturar el componente de alta frecuencia de la señal de flujo. En un ejemplo, el flujómetro ultrasónico 140 está configurado para medir el flujo de aire con una tasa de flujo mínima de 5mL/s y operar con una tasa de muestreo mayor e igual a 500 Hz. Para ello, el caudalímetro ultrasónico 140 puede ser accionado a una frecuencia superior a 100 kHz para facilitar una mayor tasa de muestreo del flujo.

En un ejemplo, el aparato 100 puede incluir un tubo mecánico 144 que crea un canal entre el par de transductores de flujo 140, como puede verse en la FIG. 4. El tubo 144 asegura que todas las capas de flujo crucen el haz creado por los transductores de flujo opuestos 140. Esto es importante para medir las pequeñas fluctuaciones del flujo creadas por la vibración del subwoofer 122. Para reducir la resistencia del propio tubo 144 y permitir el máximo transporte de la onda de presión a la boquilla 104, se aumenta la anchura del tubo 144 y se le da así una forma ovalada o rectangular.

Además, para permitir que los pacientes respiren dentro y fuera del aparato 100, puede proporcionarse un respiradero de flujo sesgado 146 en la pared de la guía de ondas 128. El tamaño y la ubicación del respiradero 146 pueden seleccionarse cuidadosamente. El respiradero 146 debe ser lo suficientemente grande para que los pacientes puedan respirar fácilmente sin dificultad, pero no demasiado grande para preservar la potencia de las ondas de presión generadas por el generador de señales 122 dentro de la guía de ondas 128. En un ejemplo, se pueden proporcionar múltiples respiraderos pequeños 146 en la pared lateral superior de la guía de ondas 128. Esto crea un filtro mecánico que ofrece una baja resistencia al flujo respiratorio de baja frecuencia pero una alta resistencia a los componentes de alta frecuencia del flujo respiratorio generado debido a las ondas de presión impuestas, reduciendo así la fuga de la presión generada. Es decir, los respiraderos 146 de tamaño variable permiten la inhalación y la exhalación de aire por parte del paciente, y bloquean las partículas de polvo. La colocación en la pared lateral superior también asegura que los pacientes no bloqueen accidentalmente el respiradero 146 colocando su mano. El respiradero 146 puede ir acompañado de una malla (no mostrada) para evitar la entrada de partículas de polvo. La malla puede ayudar con la función de filtrado como se ha descrito anteriormente.

Volviendo a la FIG. 3, el aparato 100 puede incluir también un conjunto electrónico 150. El conjunto electrónico 150 puede encerrar todos los componentes electrónicos del aparato 100. En la ilustración, se ha mostrado que el conjunto electrónico 150 está situado en una porción inferior de la carcasa 102; sin embargo, el conjunto electrónico 150 puede estar situado alternativamente en alguna otra porción basándose en las restricciones de diseño del aparato 100. El conjunto electrónico 150 puede incluir una fuente de energía 152, tal como una batería, que permite que el aparato 100 de la presente divulgación sea utilizado de forma portátil, haciendo posibles las aplicaciones móviles del aparato 100. La fuente de alimentación 152 puede proporcionar energía para accionar todos los componentes electrónicos del aparato 100, incluyendo el generador de señales 122 y el amplificador correspondiente, el transductor de presión 138 y los transductores de flujo 140 en la unidad de detección 136, etc. En algunos ejemplos, puede emplearse opcionalmente un convertidor de potencia elevador (no mostrado) que genere alta tensión para accionar los caudalímetros ultrasónicos 140 desde la fuente de alimentación portátil 152.

Además, el conjunto electrónico 150 puede incluir también una unidad de computación 154 (generalmente etiquetada en la FIG. 3) dispuesta en comunicación de señales con el transductor de presión 138 y con uno o más transductores de flujo 140. En un ejemplo, la unidad de cálculo 154 puede estar situada dentro de la carcasa 102. En otro ejemplo, la unidad de cómputo 154 puede estar ubicada parcialmente dentro de la carcasa 102 y parcialmente remota a la carcasa 102, como se discutirá más adelante. Los valores de presión y flujo se comunican a la unidad de cálculo 154 a través de un canal de comunicación inalámbrico/cableado. Después de capturar las ondas de flujo y presión, se puede aplicar la calibración y el filtrado de paso alto para extraer las fluctuaciones de presión y flujo resultantes de la señal respiratoria base. Una vez realizada la extracción, la unidad de cálculo 154 puede emplear una estimación empírica o de Welch (u otro método de estimación alternativo adecuado), como puede contemplar un experto en la materia. La unidad de cálculo 154 está configurada para determinar una impedancia mecánica del sistema respiratorio del paciente basándose en el cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire, como se discutirá más adelante con más detalle.

A diferentes frecuencias, la unidad de cálculo 154 también puede calcular la función de coherencia para comprobar la validez del resultado. Las ecuaciones para el cálculo de la función de coherencia son bien conocidas y no se han descrito en el presente documento por la brevedad de la divulgación. Si no se consigue el valor de coherencia deseado, la unidad de cálculo 154 puede modificar la potencia de la onda de presión transmitida o aumentar la longitud de la prueba para aumentar la calidad de la señal y el valor de coherencia. En algunos ejemplos, la misma unidad de cálculo 154 puede generar también señales brutas para que el subwoofer 122 genere ondas de presión. En algunos ejemplos, la unidad de cálculo 154 puede estar alejada de la carcasa 102 y puede conectarse a la unidad de detección 136 a través de algún canal de comunicación alámbrico o inalámbrico, como por ejemplo, pero sin limitarse a ello, Bluetooth, Wi-Fi, cable USB para recoger los valores brutos de presión y flujo.

La presente divulgación proporciona además un sistema 600, como se ilustra esquemáticamente en la FIG. 6, para la prueba de la función pulmonar del paciente utilizando la técnica de oscilación forzada. En general, el sistema 600 puede incorporar el aparato 100 para lograr dicho propósito. Es decir, el sistema 600 puede incluir el sub-woofer 122 para generar la onda de presión. El sistema 600 también puede incluir la guía de ondas 128 para dirigir la onda de presión generada para introducirla en el flujo de aire hacia el pulmón del paciente. El sistema 600 puede incluir además el transductor de presión 138 para medir un cambio en la presión del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire y uno o más transductores de flujo 140 para medir un cambio en el caudal del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire. La unidad de cálculo 154, en el sistema 600, determina la impedancia mecánica del pulmón del paciente basándose en el cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire.

En una realización, la unidad de cálculo 154, en el sistema 600, puede incluir un transmisor 602 configurado para transmitir señales indicativas del cambio medido en el cambio de presión y caudal del flujo de aire; y un dispositivo móvil 604 en comunicación de señales con el transmisor 602 para recibir las señales indicativas del cambio medido en el cambio de presión y caudal del flujo de aire. El transmisor 602 puede utilizar cualquier estándar de transmisión conocido, tal como, pero no limitado a, Bluetooth, Wi-Fi, GPRS, etc. Además, el dispositivo móvil 604, de la unidad de computación 154, está configurado para realizar el procesamiento de señales para calcular la impedancia mecánica del pulmón del paciente basándose en el cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire. En cuanto al aparato 100, el transmisor 602 puede estar situado dentro de la carcasa 102 y el dispositivo móvil 604 puede estar situado a distancia de la carcasa 102.

En algunos ejemplos, el dispositivo móvil 604 puede estar configurado además para mostrar los valores de impedancia calculados en una pantalla del mismo. El dispositivo móvil 604 proporciona una interfaz de usuario 606 para mostrar los valores de impedancia calculados de una manera predefinida, por ejemplo, tanto en formato tabular como de gráfico. La FIG. 8 ilustra una configuración ejemplar de la interfaz de usuario 606. En el presente ejemplo, el dispositivo móvil 604 puede ser un dispositivo portátil y de bajo coste. El dispositivo móvil 604 puede utilizarse para mostrar información de la prueba en tiempo real al personal clínico y/o al paciente, como, por ejemplo, el gráfico de flujo respiratorio-tiempo tras el filtrado de paso bajo, el tiempo transcurrido y el número de ciclos respiratorios del paciente. El dispositivo móvil 604 proporciona un componente de gestión de pacientes que permite al personal añadir nuevos pacientes y realizar sesiones de prueba. Además, en algunos ejemplos, el dispositivo móvil también puede transmitir los valores resultantes a la HCE conectada a la red o al portal privado para su almacenamiento y análisis remotos. El componente de la nube sincroniza los datos con el portal en línea que cumple con la HIPAA para su análisis remoto.

En una configuración, el dispositivo móvil 604 también puede implementar una retroalimentación audiovisual del usuario para minimizar los errores del usuario/paciente. Durante la prueba pulmonar basada en FOT, se requiere un nivel mínimo de cooperación del paciente para garantizar resultados precisos. Se requiere que eventos como la tos y la vacilación sean detectados y corregidos repitiendo la prueba. El dispositivo móvil 604 implementa un algoritmo de análisis de señales que puede detectar fenómenos como la tos y la vacilación al contener la respiración en tiempo real, y puede repetir selectiva y automáticamente esa parte de la prueba. Los errores pueden detectarse a través de uno o más de los controles del volumen tidal del ciclo respiratorio, la frecuencia del ciclo respiratorio y el valor de coherencia de la impedancia calculada del ciclo respiratorio. Una unidad de retroalimentación audiovisual del dispositivo móvil 604 también recuerda a los pacientes que deben mantener las mejillas, lo cual es un paso crítico para asegurar que la impedancia no se vea afectada por la vibración de las paredes de las mejillas, para hacer un sello hermético alrededor de la boquilla 104 y para mantener la posición de la lengua fija. Dichos recordatorios pueden darse a lo largo de la prueba mediante mensajes de audio y/o visuales fáciles de usar, y también pueden combinarse con animaciones visuales.

APLICABILIDAD INDUSTRIAL

La presente divulgación permite estimar la función pulmonar de un paciente, y específicamente las características del flujo de aire a través de los pulmones. Para estimar el flujo de aire a través de los pulmones, se emplea la técnica de oscilación forzada (FOT). En la FOT, las señales de presión (acústicas) se transmiten a los pulmones del paciente a través de su boca y se mide la respuesta a las ondas que inciden. A diferencia de la técnica de espirometría convencional, el paciente sólo debe cooperar de forma pasiva, manteniendo un cierre hermético de los labios alrededor de la boquilla del dispositivo, y respirando normalmente a través de la boquilla con un clip nasal que ocluye las narinas.

En un sistema FOT, la medición de la función pulmonar equivale a la medición de la impedancia acústica de los pulmones, y se realiza midiendo las características de las ondas de presión reflejadas. El sistema acústico tiene una analogía directa con un sistema eléctrico, representado conceptualmente en la FIG. 5. El flujo en el sistema de ondas de presión es equivalente a la corriente en el sistema eléctrico, y análogamente la presión es equivalente al voltaje. Con esta representación análoga, la medición de la impedancia acústica es equivalente a la medición de la impedancia eléctrica de los pulmones. Como se representa en la FIG. 5, la impedancia (acústica o eléctrica) tiene tres componentes, resistivo, capacitivo e inductivo. En el contexto de los pulmones, el componente resistivo representa la oposición del sistema respiratorio al flujo de aire. El componente inductivo se debe a la masa de aire ya presente, y el componente capacitivo puede explicarse por las propiedades elásticas de las vías respiratorias y del pulmón.

Como es sabido, para medir la impedancia en un sistema eléctrico, se introduce una tensión conocida de una frecuencia determinada y se mide la corriente resultante. Las diferentes frecuencias de oscilación, que van de 5 a 50 Hz, distinguen entre vías respiratorias grandes y pequeñas. Las ondas de presión de frecuencias inferiores a 15 Hz se desplazan hacia la profundidad de los pulmones, mientras que las frecuencias superiores a 20 Hz alcanzan las vías respiratorias de tamaño intermedio. Así, la respuesta de baja frecuencia refleja la impedancia de las vías respiratorias pequeñas y la respuesta de alta frecuencia caracteriza las vías respiratorias grandes. La impedancia es una relación compleja (con componentes reales e imaginarios) entre la tensión y la corriente en un circuito de corriente alterna. Aprovechando la analogía entre el sistema eléctrico y el acústico, la impedancia acústica, Z(f) puede medirse de forma similar enviando ondas de presión de diferentes frecuencias, P(f) y midiendo el flujo, V(f), para cada onda de presión incidente como:

P ( f)

z ( / ) = w ) ’ f £ [5’ 5°].

Uno de los retos a la hora de reducir el tamaño del dispositivo para las pruebas basadas en FOT se debe al requisito de frecuencias muy bajas de las ondas de presión de entrada. Las pruebas basadas en FOT utilizan ondas de presión en el rango de frecuencias de 5-50Hz. La frecuencia de la onda de presión influye directamente en el tamaño del dispositivo utilizado para generar la onda de presión. Las frecuencias más pequeñas significan longitudes de onda más grandes, lo que implica que el tamaño del generador de ondas tiene que ser correspondientemente mayor. Además, la amplitud de las señales medidas debido a la aplicación de las ondas de presión tiene que ser lo suficientemente grande para que los sensores de presión y flujo midan de forma fiable las características del pulmón. Para tener una señal fuerte, se necesita una señal de entrada fuerte y, por lo tanto, necesitamos un generador de ondas de presión de gran apertura para producir ondas de presión fuertes.

La presente divulgación proporciona un método 700 para la prueba de la función pulmonar del paciente utilizando la técnica de oscilación forzada, ilustrada en forma de diagrama de flujo en la FIG. 7. En el bloque 702, el método 700 incluye generar, a través del subwoofer 122, ondas de presión. En el bloque 704, el método 700 incluye superponer las ondas de presión generadas con el flujo de aire hacia el pulmón del paciente. En el bloque 706, el método 700 incluye medir, a través del transductor de presión 138, un cambio en la presión del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire. En el bloque 708, el método 700 incluye la medición, a través de uno o más transductores de flujo 140, de un cambio en el caudal del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire. En el bloque 710, el método 700 incluye determinar una impedancia mecánica del pulmón del paciente basándose en el cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire.

Para superar las limitaciones anteriores y lograr un tamaño pequeño y un bajo consumo de energía del dispositivo de prueba de la función pulmonar, el aparato 100 y el sistema 600 de la presente divulgación emplean algunas técnicas innovadoras. El aparato 100 de la presente divulgación utiliza un sub-woofer 122 de pequeño tamaño para generar las ondas de presión. Puede entenderse que los subwoofers no suelen estar diseñados para maximizar su salida de energía en el rango deseado de 5-50Hz; y como resultado, su potencia total en la banda de 5-50Hz es generalmente baja. Se sabe que en un sistema de altavoces pequeño, el área reducida de la bobina de vibración limita la potencia de salida de las oscilaciones de presión y da lugar a una respuesta de frecuencia pobre en las frecuencias más bajas. Según la invención, para compensar la respuesta de frecuencia no lineal de los subwoofers, el subwoofer 122 de la presente divulgación está configurado para proporcionar una cantidad diferente de potencia a las frecuencias individuales y lograr una respuesta de frecuencia plana.

Además, para contrarrestar las desventajas del tamaño reducido del subwoofer 122, el aparato 100 proporciona un diseño mecánico de la guía de ondas 128 para maximizar la transferencia de energía del subwoofer 122 a la boquilla 104. El presente diseño mecánico de la guía de ondas 128 es importante, ya que el pequeño subwoofer 122 genera ondas de presión de baja potencia en las frecuencias de interés, y por lo tanto cualquier pérdida debida al diseño mecánico puede reducir la precisión general de la prueba.

Los dispositivos FOT tradicionales añaden una obstrucción en el camino en forma de malla que se utiliza para crear un diferencial de presión y medir el flujo. En el presente diseño, no se añade dicha malla u otra obstrucción en la guía de ondas 128 entre el subwoofer 122 y la boquilla 104, permitiendo así el uso de subwoofers 122 pequeños y reduciendo así el tamaño total del aparato 100. Es decir, en el presente diseño, la medición del flujo y la presión se realiza sin colocar ningún sensor en la trayectoria de las ondas de presión. Además, el diseño mecánico de la guía de ondas 128 asegura un flujo laminar sin aumentar la resistencia ofrecida a las ondas de presión.

Además, en el presente diseño, el uso de caudalímetros ultrasónicos 140 ofrece un método no invasivo para medir el flujo de aire. Además, los caudalímetros ultrasónicos son relativamente pequeños y pueden colocarse fuera de la guía de ondas 128, lo que los convierte en una buena opción para nuestra aplicación con limitaciones de espacio. La utilización de flujómetros ultrasónicos 140 de alta precisión, combinada con una colocación optimizada, también ayuda a reducir el tamaño total del aparato 100 al poder detectar la fluctuación en respuesta a las señales de baja potencia generadas por los subwoofers 122 relativamente pequeños. Además, el diseño especializado ovalado/rectangular del tubo 144 garantiza un flujo laminar y, por lo tanto, una alta SNR para el transductor de flujo 140, a la vez que mantiene una baja resistencia a las ondas de presión. Asimismo, al emplear múltiples transductores de flujo 140 en ubicaciones apropiadas, las pequeñas diferencias de tiempo y fase pueden traducirse en caudal, mediante el uso de algoritmos de procesamiento de señales que operan sobre las señales medidas por los sensores; permitiendo así el uso de pequeños subwoofers 122.

Debido a la ventaja de su coste y tamaño, el aparato 100 de la presente divulgación puede implementarse como dispositivo de diagnóstico o monitor en centros de salud, en casa o a distancia mediante un sistema de telemedicina. El peso ligero y el coste económico del aparato 100 hacen de este dispositivo un gran avance para la medición de la salud pulmonar en enfermedades como el asma y la enfermedad pulmonar obstructiva crónica (EPOC). El aparato 100 puede incorporarse a un dispositivo manual de diagnóstico o a un accesorio del circuito respiratorio de una máquina de anestesia o un ventilador mecánico.

Los términos y descripciones utilizados en el presente documento se exponen únicamente a modo de ilustración y no pretenden ser limitaciones. Los ejemplos y las limitaciones que aquí se exponen no pretenden ser limitativos en modo alguno. El alcance de la protección está definido por las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un aparato (100) para realizar la prueba de la función pulmonar de un paciente mediante la técnica de oscilación forzada, el aparato comprende:

una carcasa (102);

una boquilla (104) unida a la carcasa (102) y configurada para permitir al paciente inhalar y exhalar aire de la misma; un subwoofer (122) dispuesto dentro de la carcasa (102) y configurado para:

generar múltiples ondas de presión discretas de diferentes frecuencias; y

proporcionar una cantidad diferente de potencia a las frecuencias individuales de las múltiples ondas de presión discretas para obtener una respuesta de frecuencia plana;

una guía de ondas (128) acoplada al subwoofer (122) desde un extremo y en comunicación fluida con la boquilla (104) desde otro extremo, y configurada para dirigir la onda de presión generada hacia la boquilla (104) para introducirla en el flujo de aire hacia el pulmón del paciente;

un transductor de presión (138) en comunicación fluida con la guía de ondas (128) y configurado para medir un cambio en la presión del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire;

uno o más transductores de flujo (140) asociados a una de las boquillas (104) y a la guía de ondas (128), y configurados para medir un cambio en el caudal del flujo de aire en respuesta a la onda de presión introducida en el flujo de aire; y una unidad de computación (154) en comunicación de señales con el transductor de presión (138) y el o los transductores de flujo (140), la unidad de computación (154) configurada para determinar una impedancia mecánica del pulmón del paciente basada en el cambio medido en la presión y el flujo del caudal de aire

2. El aparato según el alegato 1, en el que el subwoofer (122) comprende un conductor con un diámetro en el rango de 5,08 a 12,70 centímetros

3. El aparato según el alegato 1, en el que el subwoofer (122) está configurado para generar las múltiples ondas de presión discretas dentro de un rango de frecuencia predefinido de 3-50 Hz.

4. El aparato según el alegato 1, en el que la guía de ondas (128) tiene una de las formas de sección transversal circular, rectangular y ovalada.

5. El aparato según el alegato 4, en el que la guía de ondas (128) comprende una porción de transición curvada (134) para permitir un acoplamiento suave con el generador de señales.

6. El aparato según el alegato 1, en el que la guía de ondas (128) comprende múltiples rejillas de ventilación de tamaño variable para permitir la inhalación y la exhalación, y bloquear las partículas de polvo.

7. El aparato según el alegato 1, en el que el transductor de presión (138) comprende un transductor basado en un sistema microelectromecánico.

8. El aparato según el alegato 1, en el que el transductor de flujo (140) comprende un caudalímetro ultrasónico (140).

9. El aparato según el alegato 8, en el que el caudalímetro ultrasónico (140) está configurado para medir el flujo de aire con un caudal mínimo de 5m1/s y operar con una frecuencia de muestreo mayor e igual a 500 Hz.

10. El aparato según el alegato 1, en el que uno o más transductores de flujo (140) están situados en una pared interior de cualquiera de las guías de ondas (128) y de la boquilla (104), de manera que el uno o más transductores de flujo (140) están dispuestos en contacto directo con el flujo de aire.

11. El aparato según el alegato 1, en el que uno o más transductores de flujo (140) están situados en una pared exterior de cualquiera de las guías de ondas (128) y de la boquilla (104).

12. El aparato según el alegato 1, en el que la unidad de cálculo (154) comprende:

un transmisor (602) situado dentro de la carcasa (102) y configurado para transmitir señales indicativas del cambio medido en el cambio de presión y el caudal del flujo de aire; y

un dispositivo móvil (604) alejado de la carcasa (102) y en comunicación de señales con el transmisor (602) para recibir las señales indicativas del cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire; el dispositivo móvil (604) está configurado para calcular la impedancia mecánica del pulmón del paciente basándose en el cambio medido en la presión y el caudal del flujo de aire