ES2999692T3 - Method, device and system for determining a shift in cardiac output - Google Patents

Abstract

La invención se refiere a un método, dispositivo y sistema para determinar un cambio en el gasto cardíaco a partir de una primera señal pletismográfica en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer período de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida que es mayor que la presión venosa e inferior a la presión sistólica, y una segunda señal pletismográfica en un segundo lapso de tiempo, algún tiempo después del primer lapso de tiempo, en el que se incluye al menos un segundo período de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida que es mayor que la presión venosa e inferior a la presión sistólica. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Método, dispositivo y sistema para determinar una desviación de gasto cardíaco

Antecedentes de la invención

La monitorización hemodinámica, y en concreto la desviación del gasto cardíaco, constituye un aspecto muy relevante en el cuidado y vigilancia de la evolución de un paciente, ya que permite obtener información acerca de su fisiopatología cardiocirculatoria. El catéter de arteria pulmonar (CAP) ha sido la técnica más utilizada desde su introducción hace más de 40 años. Aunque su papel en el conocimiento más profundo de la función cardiovascular es indiscutible, su uso ha descendido debido a la controversia de sus indicaciones y sus limitaciones, así como su evidente invasividad. Por este motivo, se ha intensificado la búsqueda de nuevos métodos de monitorización. Actualmente, el desarrollo tecnológico proporciona numerosos sistemas que exploran los aspectos más importantes de la hemodinámica (precarga, función ventricular, objetivos de la reanimación hemodinámica, etc.). Estos sistemas, al igual que el CAP, poseen ventajas y limitaciones.

Así mismo, son conocidas en el actual estado de la técnica las unidades de atención domiciliaria, dispositivos de cuidado en el hogar capaces de medir, detectar y calcular múltiples parámetros biológicos de un paciente, y cuyo coste se ha reducido drásticamente. La atención domiciliaria proporciona además un método conveniente y efectivo, que ayuda a los pacientes a controlar su condición por sí mismos y, por lo tanto, reduce el número de hospitalizaciones y el consiguiente coste médico. Por ejemplo, en el documento de patente ES2587789, se divulga un aparato portátil capaz de realizar una medición de la presión arterial y un electrocardiograma, operado por el propio paciente, el cual puede comunicar los resultados a un servidor o plataforma con servicios de almacenamiento de datos y análisis automáticos de datos para la detección de problemas y aviso al médico. Toda la información es accedida por las correspondientes personas autorizadas como pueden ser los médicos, el propio paciente o los familiares, de tal forma que permite un seguimiento continuado del paciente y su evolución. Sin embargo, este dispositivo no dispone de la capacidad de monitorizar el gasto cardíaco, es decir, la hemodinámica del paciente.

Además, el documento US 2019/200879A1 divulga un sistema y un método no invasivos para medir la variabilidad de la presión sanguínea que incluye un manguito conectado neumáticamente a una bomba para inflar el manguito para envolverlo alrededor de una extremidad de un sujeto. Un sensor de presión está asociado con el manguito para medir la presión del manguito. Un sensor de fotopletismograma unido a la punta de un dedo en la misma extremidad del sujeto y colocado distalmente al manguito para monitorear el flujo sanguíneo y registrar una señal pletismográfica de pulso. Una unidad de control conectada al sensor de presión y al sensor de fotopletismograma para registrar simultáneamente la presión del manguito y la señal pletismográfica de tal manera que se derive una relación empírica entre la presión del manguito y una medida de amplitud de la señal pletismográfica para medir la variación a corto plazo en las presiones sanguíneas sistólica y diastólica a una frecuencia correspondiente al ciclo respiratorio.

Asimismo, el documento de patente EP1173093 divulga un método que obtiene un valor absoluto del gasto cardíaco a partir de la señal de presión arterial medida de una manera invasiva (en la aorta ascendente, en la arteria pulmonar y en la braquial femoral y radial), o bien medida de una manera no invasiva, por ejemplo, en la arteriola del dedo, usando un actuador de presión extremadamente rápido para compensar las variaciones de presión de la arteriola y conseguir una respuesta fotopletismográfica plana. Este método utiliza, por un lado, un mecanismo electromecánico más complejo y con respuesta rápida que el aquí propuesto según la invención, el cual es muy sensible a movimientos y tiende a subestimar la presión arterial, y por otro, un método de cálculo que analiza la primera y segunda derivadas con respecto al tiempo de la señal de presión, lo cual requiere de una cierta elevada capacidad computacional.

Ello significa que se abre la oportunidad para realizar un dispositivo portátil, superior en sencillez de fabricación y mantenimiento, con un coste asociado más contenido, así como un método para la determinación de una desviación del gasto cardíaco que no requiera de una elevada capacidad computacional para que así el método sea fácil de ejecutar y el dispositivo pueda ser accesible a un mayor número de usuarios.

La presente invención contribuye a encontrar una solución y resolver el inconveniente existente.

Descripción de la invención

Un objeto de la presente invención es proporcionar un método implementado por ordenador mediante el cual, a partir de señales pletismográficas, se determina la desviación de gasto cardíaco.

Una señal pletismográfica, también denominada PS, se refiere a la intensidad de luz reflejada y/o transmitida por el cuerpo de un usuario, preferentemente por el brazo o el dedo, procedente de una emisión de luz LED con una longitud de onda determinada.

La emisión de luz LED se puede efectuar a través de un dispositivo emisor LED y la luz reflejada y/o transmitida por el cuerpo de un usuario se puede captar a través de un detector de luz. Es decir, el detector de luz puede obtener la señal pletismográfica.

En un régimen de reposo, es decir, cuando no se está aplicando ningún tipo de presión al usuario, si se aplica una luz LED sobre una parte del cuerpo del usuario, el valor de la señal pletismográfica es prácticamente constante puesto que el volumen de sangre que circula por las arterias y venas se mantiene constante. Solo se detecta una pequeña oscilación periódica de la señal pletismográfica debida al bombeo periódico de sangre por el corazón.

Sin embargo, si al usuario se le aplica una presión, con un manguito sobre una parte de su cuerpo (como sucede cuando se mide la presión sanguínea), y esta presión es superior a la presión venosa se producirá un cierre del retorno venoso y una correspondiente acumulación de sangre en esa parte del cuerpo. Si, además, se emite luz hacia dicha parte del cuerpo, el valor de la señal pletismográfica se reducirá de forma significativa puesto que el volumen de sangre que se va acumulando en dicha parte va impidiendo así la transmisión y reflexión de luz.

Se ha de destacar que al valor de presión que se aplica al usuario durante la medición de la señal pletismográfica se le puede denominar también medición de presión de salida (OPM).

Una vez finaliza la aplicación de presión, el volumen de sangre disminuye hasta sus niveles habituales y, si se aplica luz hacia la misma parte del cuerpo sobre la que se estaba aplicando anteriormente luz, la señal pletismográfica recupera aproximadamente el valor de antes de la aplicación de presión.

La base de la presente invención es la comparación de señales pletismográficas obtenidas en lapsos de tiempo dentro de los cuales se ha aplicado una medición de presión de salida al usuario para, a partir del tratamiento de los datos obtenidos, determinar la desviación del gasto cardíaco.

En concreto, en el método implementado por ordenador se parte de una primera señal pletismográfica obtenida en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer periodo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica, y de una segunda señal pletismográfica en un segundo lapso de tiempo, posterior en el tiempo al primer lapso de tiempo, en el que se incluye al menos un segundo periodo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica.

Dicho método implementado por ordenador comprende al menos una etapa en la que se determina la desviación de gasto cardíaco a partir de al menos uno de los siguientes parámetros: pendientes de las señales pletismográficas primera y segunda en el punto de carga, magnitud de la caída de las señales pletismográficas en un primer intervalo de tiempo y áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo; encontrándose al menos parte del primer intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo y parte del segundo intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo.

Tal y como se ha comentado, el primero de los parámetros de la señal pletismográfica a partir de los cuales se puede determinar la desviación de gasto cardíaco es la pendiente, Sc, de la señal en el punto de carga.

Se entiende por punto de carga el punto inicial de la señal pletismográfica a partir del cual se inicia la disminución de la señal pletismográfica durante el periodo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado la medición de presión de salida.

Preferentemente, en el caso de que la diferencia de las pendientes de la segunda señal pletismográfica y la primera señal pletismográfica en sus respectivos puntos de cargas sea negativa, se considera que ha habido un crecimiento del gasto cardíaco, mientras que, si dicha diferencia es positiva, indica que ha habido una disminución del gasto cardíaco.

El segundo de los parámetros comentados es la magnitud de la caída de las señales pletismográficas en un primer intervalo de tiempo. Dicha caída también se puede denominar PSf o caída de PS y el intervalo de tiempo se define preferentemente a partir del punto de carga.

En el caso de que la abscisa del punto de carga sea tü y el primer intervalo de tiempo tenga una duración de tf, entonces PSf=PSo-PS(tf+to); donde PSo es el valor de la señal pletismográfica en el tiempo to, es decir, la ordenada del punto de carga.

Se ha de señalar que se podría tomar como valor de PSo un valor de PS en un tiempo anterior al de la abscisa del punto de carga (es decir, un tiempo previo a la aplicación de la medición de presión de salida).

Preferentemente, este tiempo anterior para la primera señal pletismográfica es igual que para la segunda señal pletismográfica, es decir, se encuentran a la misma distancia temporal de la abscisa del punto de carga.

También se podría tomar como valor de PSo un valor medio de la señal pletismográfica durante los tiempos anteriores, preferentemente 5 s, a la abscisa del punto de carga (es decir, unos tiempos previos a aplicar la medición de presión de salida).

Estos momentos de tiempo definen una franja de tiempo de tal manera que, preferentemente, el primer intervalo de tiempo se define desde el último momento de tiempo de la franja de tiempo (tiempo tü).

Preferentemente, estos tiempos anteriores para la primera señal pletismográfica son iguales que para la segunda señal pletismográfica, es decir, se encuentran a la misma distancia temporal de la abscisa del punto de carga.

En este sentido, tf puede tomar diferentes valores, preferentemente en el intervalo de 20 a 50 s y más preferentemente el valor de 40 s. Ello significa que el valor del primer intervalo de tiempo se encuentra entre 20 a 50 s y más preferentemente en 40 s.

Preferentemente, en el caso de que la diferencia de la caída de la segunda señal pletismográfica y la primera señal pletismográfica en un primer intervalo de tiempo sea negativa, se considera que ha habido una disminución del gasto cardíaco, mientras que, si dicha diferencia es positiva, indica que ha habido un aumento del gasto cardíaco.

El tercer parámetro consiste en las áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo.

En este sentido, la duración del segundo intervalo de tiempo puede tomar diferentes valores, preferentemente en el intervalo de 20 a 50 s y más preferentemente el valor de 40 s. Ello significa que las áreas pueden delimitar las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica desde las abscisas de sus puntos de carga hasta 40 segundos después.

Preferentemente, el segundo intervalo se define a partir de la abscisa del punto de carga.

Se ha de destacar que la duración del primer intervalo de tiempo puede ser la misma que la del segundo intervalo de tiempo.

Preferentemente, este tercer parámetro basado en las mencionadas áreas se puede concretar a partir de la diferencia de áreas definidas anteriormente de cada una de las señales pletismográficas en dicho segundo intervalo de tiempo. En consecuencia, la diferencia de áreas se definiría como la resta entre

- el área de la región, durante el segundo intervalo de tiempo, que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la segunda señal pletismográfica y dicha segunda señal pletismográfica; y

- el área de la región, durante el segundo intervalo de tiempo, que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la primera señal pletismográfica y dicha segunda señal pletismográfica,

En el caso de que dicha diferencia sea negativa, se considera que ha habido una disminución del gasto cardíaco. En el caso de que la diferencia sea positiva se considera que ha habido un aumento del gasto cardíaco.

En una realización preferente de la invención se puede determinar la desviación del gasto cardíaco en base a la combinación del resultado de la desviación de gasto obtenido por dos o tres de estos parámetros (pendientes en el punto de carga, magnitud de la caída de las señales pletismográficas en el primer intervalo de tiempo y/o área de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo), ponderándose cada uno de ellos adecuadamente para dar una decisión final sobre la desviación del gasto cardíaco (aumenta o disminuye).

En este sentido, una posible ponderación sería que si los 3 parámetros coinciden en su valoración de la desviación de gasto cardíaco (es decir, los 3 determinan que ha habido aumento o disminución del gasto cardíaco) la confianza del resultado es máxima. Si los parámetros consistentes en la magnitud de la caída de las señales pletismográficas en un primer intervalo de tiempo y las áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo coinciden en su valoración en la desviación del gasto cardíaco pero difieren respecto de la ofrecida por el parámetro consistente en la pendiente en el punto de carga se deberían ponderar para que el resultado ofrezca una elevada confianza pero inferior a la situación anterior en que los 3 parámetros eran coincidentes en la valoración del gasto. Si los parámetros consistentes en la magnitud de la caída de las señales pletismográficas en un primer intervalo de tiempo y las áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo no coinciden en su valoración en la desviación del gasto cardíaco (es decir, uno de ellos determina que ha habido un aumento de gasto cardíaco y otro que ha habido una disminución), se podría utilizar el parámetro de las pendientes en el punto de carga como decisivo para la valoración de la desviación del gasto cardíaco.

El método implementado por ordenador puede comprender una etapa, preferentemente previa a la anterior, consistente en normalizar las señales pletismográficas.

Tal normalización se puede efectuar dividiendo la señal pletismográfica por su valor en la abscisa del punto de carga (es decir, en el tiempo en que se aplica la medición de presión de salida) o por su valor en un tiempo anterior a la abscisa del punto de carga (es decir, en un tiempo anterior al de la aplicación de la medición de presión de salida) o por el valor medio de la señal pletismográfica durante los tiempos anteriores, preferentemente 5 s, a la abscisa del punto de carga (es decir, en unos tiempos anteriores a la aplicación de la medición de presión de salida).

La normalización permite comparar medidas tomadas bajo diferentes circunstancias con un mismo parámetro en una misma escala, ofreciendo resultados más fidedignos y menos dependientes de condiciones o factores externos como podrían ser la presión o área sobre la que se aplica el dispositivo que emite la luz LED y el detector de luz encargado de detectar la luz LED.

En el caso de que el método implementado por ordenador determine que existe una desviación de gasto cardíaco, preferentemente, se lo comunicará al usuario ya sea a través de una señal luminosa, sonora o con la interfaz correspondiente del ordenador sobre el que se ejecute.

Es objeto de la presente invención un dispositivo de procesamiento de datos que comprende medios para llevar a cabo el método implementado por ordenador de la invención.

Asimismo, la presente invención abarcaría un programa informático que comprende instrucciones que, cuando el programa se ejecuta en un ordenador, hacen que el ordenador lleve a cabo las etapas del método implementado por ordenador de la invención.

También la presente invención incluiría un medio legible por ordenador que comprende instrucciones que, cuando son ejecutadas por un ordenador, hacen que el ordenador lleve a cabo las etapas del método implementado por ordenador de la invención.

Es también objeto de la presente invención un método para determinar la desviación del gasto cardíaco que comprende las siguientes etapas:

- obtener, por medio de un detector de luz, una primera señal pletismográfica en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer periodo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica;

- obtener, por medio de un detector de luz, una segunda señal pletismográfica en un segundo lapso de tiempo en el que se incluye al menos un segundo periodo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica;

- determinar una desviación de gasto cardíaco, a través de unos medios de procesamiento, a partir de al menos uno de los siguientes parámetros: pendientes de las señales pletismográficas primera y segunda en el punto de carga, magnitud de la caída de las señales pletismográficas en un primer intervalo de tiempo y áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo, encontrándose al menos parte del primer intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo y parte del segundo intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo.

La etapa de determinación también puede consistir en la determinación de la desviación de gasto cardíaco por medio de un dispositivo de procesamiento de datos según la invención, es decir, configurado para llevar a cabo el método implementado por ordenador de la invención.

En definitiva, la determinación de la desviación de gasto cardíaco se efectúa según lo establecido para el método implementado por ordenador de la invención.

Preferentemente, en el caso de que la diferencia de las pendientes de la segunda señal pletismográfica y la primera señal pletismográfica en sus respectivos puntos de carga sea negativa, se considera que ha habido un crecimiento del gasto cardíaco, mientras que, si dicha diferencia es positiva, indica que ha habido una disminución del gasto cardíaco.

En otra realización preferente, en el caso de que la diferencia de la caída de la segunda señal pletismográfica y la primera señal pletismográfica en un primer intervalo de tiempo sea negativa, se considera que ha habido una disminución del gasto cardíaco, mientras que, si dicha diferencia es positiva, indica que ha habido un aumento del gasto cardíaco.

Preferentemente, la duración de este primer intervalo de tiempo se encuentra en el intervalo de 20 a 50 s y, más preferentemente, es de 40 s.

Se ha de destacar que la caída de la señal pletismográfica se puede medir como la diferencia entre el valor de la señal pletismográfica en la abscisa del punto de carga y el valor de la señal pletismográfica en el momento de tiempo consistente en la suma de la abscisa del punto de carga y la duración del primer intervalo de tiempo.

En otra realización preferente, la caída de la señal pletismográfica se puede medir como la diferencia entre el valor de la señal pletismográfica en un tiempo anterior a la abscisa del punto de carga y el valor de la señal pletismográfica en el final del primer intervalo de tiempo (momento de tiempo resultante de sumar a la abscisa del punto de carga la duración del primer intervalo de tiempo).

Preferentemente, este tiempo anterior para la primera señal pletismográfica es igual que para la segunda señal pletismográfica, es decir, se encuentran a la misma distancia temporal de la abscisa de sus respectivos puntos de carga.

Asimismo, la caída de la señal pletismográfica se puede medir como la diferencia entre el valor medio de la señal pletismográfica durante unos tiempos anteriores, preferentemente 5 s, a la abscisa del punto de carga y el valor de la señal pletismográfica en el final del primer intervalo de tiempo.

Estos momentos de tiempo anteriores definen una franja de tiempo de tal manera que, preferentemente, el primer intervalo de tiempo se define desde el último momento de tiempo de la franja de tiempo.

Preferentemente, estos tiempos anteriores para la primera señal pletismográfica son iguales que para la segunda señal pletismográfica, es decir, se encuentran a la misma distancia temporal de la abscisa de sus respectivos puntos de carga.

En otra realización preferente, siguiendo lo mencionado para el método implementado por ordenador, el parámetro consistente en las áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo, se puede concretar a partir de la diferencia de dichas áreas para cada una de las señales pletismográficas.

Es decir, si la diferencia de áreas entre:

- el área de la región, durante un segundo intervalo de tiempo, que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la segunda señal pletismográfica y dicha segunda señal pletismográfica; y

- el área de la región, durante el segundo intervalo de tiempo, que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la primera señal pletismográfica y dicha primera señal pletismográfica

es negativa, se considera que ha habido una disminución del gasto cardíaco.

En el caso de que dicha diferencia de áreas sea positiva, indica que ha habido un aumento del gasto cardíaco. La duración del segundo intervalo de tiempo puede tomar diferentes valores, preferentemente, en el intervalo de 20 a 50 s y más preferentemente el valor de 40 s.

Preferentemente, el segundo intervalo de tiempo se define desde la abscisa del punto de carga de la correspondiente señal pletismográfica.

Se ha de destacar que la duración del primer intervalo de tiempo puede ser la misma que la del segundo intervalo de tiempo.

La determinación de la desviación del gasto cardíaco se puede efectuar en base a la combinación de dos o tres de estos parámetros (pendientes en el punto de carga, magnitud de la caída de las señales pletismográficas en un primer intervalo de tiempo y/o áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo), ponderándose cada uno de ellos adecuadamente en la decisión final.

Preferentemente, tal ponderación se efectuaría de tal manera que, si la valoración de la desviación del gasto cardíaco por cada uno de estos parámetros es la misma, el resultado debería ofrecer una confianza máxima.

51 por el contrario la valoración de la desviación del gasto cardíaco es coincidente según los parámetros de magnitud de la caída de la señal pletismográfica en un primer intervalo de tiempo y de áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo, pero diferente a la valoración de la desviación del gasto cardíaco según las pendientes de la señal pletismográfica en el punto de carga, el resultado debería ofrecer una confianza aceptable, pero inferior que en el caso anterior.

Si la valoración de la desviación del gasto cardíaco según el parámetro de magnitud de la caída de la señal pletismográfica en un primer intervalo de tiempo es diferente a la valoración de la desviación del gasto cardíaco según el parámetro de las áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica en un segundo intervalo de tiempo, el resultado se fijará en función de la valoración de la desviación del gasto cardíaco según el parámetro de las pendientes en el punto de carga. Es decir, si según este parámetro la desviación del gasto cardíaco va a aumentar, se determinará como tal y, si según este parámetro la desviación del gasto cardíaco va a disminuir, se establecerá como tal.

En otra realización preferente, el método según la invención puede comprender una etapa consistente en normalizar las señales pletismográficas. Tal normalización se puede efectuar dividiendo la señal pletismográfica por su valor en la abscisa del punto de carga, o por su valor en un tiempo anterior a la abscisa del punto de carga, o por el valor medio de la señal pletismográfica durante los tiempos anteriores, preferentemente 5 s, a la abscisa del punto de carga.

Es objeto también de la presente invención un dispositivo portátil capaz de determinar la desviación del gasto cardíaco.

El dispositivo portátil de la presente invención comprende unos medios de procesamiento, una bomba de aire, un puerto de conexión fluídica vinculado con la bomba de aire, un emisor LED y un detector de luz, así como una fuente de alimentación para alimentar los medios de procesamiento, el emisor LED y el detector de luz.

Preferentemente la fuente de alimentación es una batería recargable.

Los medios de procesamiento comprenden al menos un procesador o dispositivo de procesamiento, pero también pueden incluir dispositivos de almacenamiento, como, por ejemplo, memorias, necesarios para poder ejecutar cálculos requeridos por los medios de procesamiento.

Los medios de procesamiento están en comunicación de datos con el puerto de conexión fluídica y el detector de luz y pueden controlar la bomba de aire y la fuente de alimentación, así como el emisor LED.

Los medios de procesamiento están configurados para ejecutar el método implementado por ordenador de la invención mencionado anteriormente.

En una realización preferente, el dispositivo portátil comprende un sensor de presión que se encuentra en comunicación de datos con los medios de procesamiento.

A través del control de la bomba de aire, se pueden proporcionar a un manguito inflable que se encuentre conectado al dispositivo portátil por medio del puerto de conexión fluídica una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión arterial sistólica de un usuario. El mismo dispositivo portátil puede estar configurado también para medir la presión sanguínea del usuario a través del correspondiente sensor de presión.

El manguito inflable puede formar parte del dispositivo portátil o puede ser uno externo de tipo extraíble.

El emisor LED se ha seleccionado para emitir luz de una longitud de onda predeterminada, preferentemente dentro del intervalo de luz roja a luz infrarroja y el detector de luz es capaz de detectar el espectro de luz emitida por el citado LED.

Preferentemente, el emisor LED está en comunicación de datos con los medios de procesamiento de tal manera que los medios de procesamiento deciden sobre la emisión de luz por parte del emisor LED.

El detector de luz y los medios de procesamiento están en comunicación de datos de tal manera que los medios de procesamiento reciben el valor de intensidad de luz detectada por el detector de luz, es decir, la señal pletismográfica o PS.

En una condición de funcionamiento del dispositivo portátil, los medios de procesamiento obtienen la señal pletismográfica a lo largo de un lapso de tiempo que incluye un periodo de tiempo durante el cual se le ha aplicado al usuario, a través de un manguito inflable, una presión, del orden de la presión venosa y la presión arterial sistólica (y preferentemente entre ambas), siendo proporcionada dicha presión por la bomba de aire y el puerto de conexión fluídica.

Preferentemente, los medios de procesamiento están configurados para determinar la desviación de gasto cardíaco a través de la ejecución del método implementado por ordenador de la invención.

En una realización preferente, el dispositivo portátil según la invención comprende a su vez un módulo de conectividad inalámbrica, bien para enviar las medidas de las señales pletismográficas a un servidor o bien a un smartphone, desde donde se pueden tratar las medidas recibidas y/o ejecutar el método implementado por ordenador de la invención.

Es decir, los medios de procesamiento del dispositivo portátil pueden ser los responsables de calcular la desviación de gasto cardíaco o bien trasladar la información necesaria a un servidor y/o smartphone para que proceda a dicho cálculo, a través de su correspondiente procesador.

En otra realización preferente, el dispositivo portátil está configurado para que a través del emisor LED y el detector de luz se determine el nivel de saturación de oxígeno de la hemoglobina.

En este sentido, el emisor LED y el detector de luz pueden formar parte de un pulsioxímetro conectado o conectable con el dispositivo portátil o bien integrado o integrable en el dispositivo portátil.

Aunque el dispositivo portátil comprende un emisor LED y un detector de luz, puede incluir igualmente un puerto de comunicación vinculado con el procesador y configurado para recibir un pulsioxímetro externo. Preferentemente, dicho puerto de comunicación sería conforme al estándar RS-232 o bien cualquier otro tipo de puerto como de tipos USB, FireWire o Serial ATA.

De esta forma se hace evidente que tanto el almacenamiento como la compra venta del dispositivo portátil según la invención, y en su caso del manguito inflable y/o del pulsioxímetro, puede llevarse a cabo por separado.

Preferentemente, la carcasa del dispositivo portátil de medición biométrica puede tener integrados al menos dos electrodos, vinculados a los medios de procesamiento y configurados para la medición del electrocardiograma de un paciente.

Así mismo, el dispositivo portátil de medición biométrica puede comprender dos puertos de conexión eléctrica adicionales, vinculados con los medios de procesamiento, a los cuales se les puede conectar dos electrodos cableados, también configurados para la medición del electrocardiograma de un paciente.

Por lo tanto, los medios de procesamiento pueden estartambién configurados para recoger los datos del ritmo cardíaco del paciente mediante los electrodos, así como medir información sobre su electrocardiograma.

Asimismo, el dispositivo portátil puede comprender también una interfaz de usuario para mostrar la desviación de gasto cardíaco, así como cualquier otra medición de la que tenga capacidad de tomar (saturación de oxígeno, electrocardiograma, etc.).

Tal y como se puede comprobar, el dispositivo portátil permite determinar la desviación de gasto cardíaco, pero también puede obtener otros múltiples parámetros de un paciente, como son la presión arterial, la actividad eléctrica del corazón (ECG) y la saturación de oxígeno de la hemoglobina a través del pulsioxímetro.

Breve descripción de los dibujos

La Figura 1 muestra una vista esquemática del interior de una realización básica del dispositivo portátil según la invención.

La Figura 2 muestra un ejemplo de una señal pletismográfica obtenida por el procesador del dispositivo portátil junto con la gráfica de la presión aplicada al manguito en función del tiempo.

La Figura 3 muestra un ejemplo de dos señales pletismográficas obtenidas por el procesador del dispositivo portátil según la invención, normalizadas en el eje y de ordenadas por el valor de ordenadas de su respectivo punto de carga, y alineadas temporalmente (abscisas) al tiempo de su respectivo punto de carga.

La Figura 4 muestra una vista del exterior de una realización del dispositivo portátil según la invención.

La Figura 5 muestra una vista esquemática de un sistema para determinar la desviación de gasto cardíaco según la invención.

Descripción de una realización preferente

Tal y como se muestra en la Figura 1, el dispositivo portátil (1) según la invención en su realización básica comprende una carcasa que internamente incluye un dispositivo de procesamiento (2), una bomba de aire (3), un puerto de conexión fluídica (4) vinculado con la bomba de aire (3), un emisor LED (5) y un detector de luz (6).

Asimismo, el dispositivo portátil (1) comprende además una fuente de alimentación (no mostrada en la Figura 1 para la alimentación de la bomba de aire (3), el puerto de conexión fluídica (4), el emisor LED (5) y el detector de luz (6). Preferentemente, la fuente de alimentación es una batería recargable.

El dispositivo de procesamiento (2) controla, al menos, la bomba de aire (3), el emisor LED (5) y la fuente de alimentación y está en comunicación de datos con el puerto de conexión fluídica (4) y el detector de luz (6).

El puerto de conexión fluídica (4) está configurado para recibir un manguito inflable (8) a través del cual se puede proporcionar al usuario una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica del usuario.

El dispositivo de procesamiento (2) preferentemente está configurado para recoger las medidas correspondientes de la toma de la presión a través de diferentes sensores de presión.

El emisor LED (5) está configurado para emitir luz de una longitud de onda predeterminada hacia una parte del cuerpo del usuario.

La luz emitida se puede dirigir al brazo y/o dedo del usuario. Preferentemente, la luz emitida es infrarroja.

El detector de luz (6) está configurado para recibir la luz transmitida o reflejada emitida por el emisor LED (5) sobre el cuerpo del usuario, determinando el valor de intensidad de la misma o señal pletismográfica, y para transmitir la señal pletismográfica al dispositivo de procesamiento de datos (2). El dispositivo de procesamiento de datos (2) está configurado para recibir señales pletismográficas.

Tal y como se ha comentado anteriormente, para poder determinar la desviación del gasto cardíaco es necesario combinar la aplicación de la medición de presión de salida o OPM (superior a la presión venosa pero inferior a la sistólica del usuario con valor preferible en torno a 60 mmHg) con la obtención de la señal pletismográfica antes, durante y después de la aplicación de esa presión.

En este sentido, en la Figura 2 se visualiza un ejemplo de señal pletismográfica en función del tiempo (PS(t)) obtenida por el dispositivo de procesamiento (2) durante un lapso de tiempo que incluye un periodo de tiempo (tf) en el que se ha aplicado la medición de presión de salida al usuario.

Tal y como se puede comprobar, hay tres regiones bien diferenciadas.

La primera zona se corresponde con la región de reposo (9) y se trata de los valores obtenidos de intensidad de luz por parte del detector de luz (6) antes de la aplicación de la medición de presión de salida.

La segunda zona se corresponde con la región de transición (10) y se trata de los valores obtenidos de intensidad de luz por parte del detector de luz (6) cuando se está aplicando la medición de presión de salida.

La tercera zona se corresponde con la región de recuperación (11) y se trata de los valores obtenidos de intensidad de luz por parte del detector de luz (6) después de la aplicación de la medición de presión de salida y hasta que alcanzan dichos valores nuevamente los obtenidos antes de la aplicación de la medición de presión de salida.

Asimismo, para poder determinar la desviación del gasto cardíaco es necesario comparar una serie de parámetros a partir de dos señales pletismográficas (PSA(t) y PSB(t)) obtenidas en diferentes lapsos de tiempo.

Para ello, el detector de luz (6) está configurado para obtener una primera señal pletismográfica (PSA(t)) en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer periodo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica a través del manguito inflable y una segunda señal pletismográfica (PSB(t)) en un segundo lapso de tiempo en el que se incluye al menos un segundo periodo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica a través del manguito inflable.

En esta realización preferente, el primer periodo de tiempo y el segundo periodo de tiempo tienen la misma duración temporal (tf).

Entonces, el dispositivo de procesamiento de datos (2) determina la desviación de gasto cardíaco a partir de al menos uno de los siguientes parámetros: pendientes de las señales pletismográficas primera y segunda (Sc4,ScB) en el punto de carga (tü, PS0), magnitud de la caída de las señales pletismográficas primera y segunda(PS~fA,PSfB)en el primer intervalo de tiempo, y áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica(ÁcA, ÁcB)en el segundo intervalo de tiempo; encontrándose el primer intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo y el segundo intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo.

En esta realización preferente, el primer intervalo de tiempo y el segundo intervalo de tiempo tienen la misma duración temporal que coincide con la duración de la aplicación de la medición de presión de salida (tf).

Preferentemente, el dispositivo de procesamiento de datos (2) está configurado para determinar la desviación de gasto cardíaco a partir de al menos uno de los siguientes parámetros o de la combinación de ellos:

- diferencia entre el valor de la pendiente de la segunda señal pletismográfica en su punto de carga y el valor de la pendiente de la primera señal pletismográfica en su punto de carga:

o siASc=Scb -Sc¿<0, se determina que hay un aumento del gasto cardíaco,

o siASc=Scb -Sc¿>0, se determina que hay una disminución del gasto cardíaco.

- diferencia entre el valor "PSf" o caída de la segunda señal pletismográfica desde la abscisa de su punto de carga (tüB) a tüB+tf(PSfB)y el valor de "PSf' o caída de la primera señal pletismográfica desde la abscisa de su punto de carga (toA) a toA+tf(PSfA)

o si APSf = PSfB -SPfA>0, se determina un aumento del gasto,

o si APSf = PSfB -SPfA<0, se determina una disminución del gasto.

- diferencia entre:

o el área de la región(ÁcB),durante la aplicación de la medición de presión de salida (tf), que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la segunda señal pletismográfica y dicha segunda señal pletismográfica; y

o el área de la región(ÁcA),durante la aplicación de la medición de presión de salida (tf), que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la primera señal pletismográfica y dicha primera señal pletismográfica:

■ si AÁc=ÁcB -A c A>0,se determina un aumento del gasto,

■ si AÁc=ÁcB -Á c A<0,se determina una disminución del gasto.

En esta realización preferente las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) se encuentran normalizadas por el valor de cada señal pletismográfica en la abscisa de su punto de carga (en concreto, dividiendo la señal pletismográfica por su valor PSo correspondiente).

En la Figura 3 se visualizan dos señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) normalizadas al valor de la señal pletismográfica en la abscisa del punto de carga, además de alineadas en el eje x para que se superpongan visualmente los valores temporales de los puntos de carga, así como la representación gráfica de cada uno de estos parámetros (pendiente, caída y área) para cada una de ellas, para facilitar su comprensión.

Ello significa que el dispositivo de procesamiento de datos (2) puede determinar la desviación del gasto a través de únicamente el parámetro de las pendientes de las señales pletismográficas; o bien únicamente a través de los valores de la caída de las señales pletismográficas; o bien únicamente a través de las áreas de las regiones designadas; o bien a través de las pendientes y las caídas de las señales pletismográficas; o bien a través de las pendientes y las áreas de las regiones; o bien a través de las caídas y las áreas de las regiones; o bien a través de las pendientes, las caídas y las áreas de las regiones.

Una vez que el dispositivo de procesamiento de datos (2) determina la desviación de gasto cardíaco, éste emite o envía algún tipo de señal (acústica, visual o de cualquier otro tipo) al usuario para informarle de tal evento. En una realización preferente, el dispositivo de procesamiento de datos (2) indica al usuario la necesidad de realizar la aplicación de la medición de presión de salida.

En otra realización preferente, el dispositivo de procesamiento de datos (2) determina que existe una desviación de gasto cardíaco si coinciden los resultados a través de los tres parámetros (pendientes, caídas y áreas) o bien si coinciden al menos el resultado de los parámetros caídas y áreas.

En la Figura 4 se puede visualizar la apariencia de una realización preferente del dispositivo portátil (1) en el que se incluye además un manguito flexible (8) configurado para tomar la presión sanguínea del usuario.

Se ha de destacar que en esta realización el emisor LED (5) y el detector de luz (6) están integrados en un pulsioxímetro (12) a través del cual se pueden obtener otros parámetros como son la saturación de oxígeno de la hemoglobina.

En la Figura 5 se muestra el sistema (20) para determinar la desviación de gasto cardíaco según la invención en su variante más básica.

En concreto el sistema (20) comprende un dispositivo portátil (21) y un dispositivo de procesamiento de datos (32).

El dispositivo portátil (21) comprende unos medios de procesamiento (22), una bomba de aire (23), un puerto de conexión fluídica (24) vinculado con la bomba de aire (23), un emisor LED (25), un detector de luz (26) y un puerto de comunicación (41).

Asimismo, el dispositivo portátil (21) comprende además una fuente de alimentación (no mostrada en la Figura 5 para la alimentación de la bomba de aire (23), el puerto de conexión fluídica (24), el emisor LED (25) y el detector de luz<(>26<).>

Preferentemente, la fuente de alimentación es una batería recargable.

Los medios de procesamiento (22) controlan, al menos, la bomba de aire (23), el emisor LED (25) y la fuente de alimentación y está en comunicación de datos con el puerto de conexión fluídica (24) y el detector de luz (26).

El puerto de conexión fluídica (24) está configurado para recibir un manguito inflable (28) a través del cual se puede proporcionar al usuario una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica del usuario.

Los medios de procesamiento (22) están configurados preferentemente para recoger las medidas correspondientes de la toma de la presión sanguínea a través de diferentes sensores de presión.

El emisor LED (25) está configurado para emitir luz de una longitud de onda predeterminada hacia una parte del cuerpo del usuario.

La luz emitida se puede dirigir al brazo y/o dedo del usuario. Preferentemente, la luz emitida es infrarroja.

El detector de luz (26) está configurado para recibir la luz transmitida o reflejada emitida por el emisor LED (25) sobre el cuerpo del usuario, determinando el valor de intensidad de la misma o señal pletismográfica, y para transmitir la señal pletismográfica a los medios de procesamiento de datos (22). Los medios de procesamiento de datos (22) están configurados para recibir las señales pletismográficas.

El detector de luz (26) está configurado para obtener una primera señal pletismográfica (PSA(t)) en un primer periodo de tiempo en el que se incluye un primer y segundo intervalo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica a través del manguito inflable, y una segunda señal pletismográfica (PSB(t)) en un segundo periodo de tiempo en el que se incluye un primer y segundo intervalo de tiempo al que al usuario se le ha aplicado una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica a través del manguito inflable.

En esta realización preferente, el primer periodo de tiempo y el segundo periodo de tiempo tienen la misma duración temporal (tf).

El detector de luz (26) está configurado para transmitir las señales pletismográficas a los medios de procesamiento (22).

Los medios de procesamiento (22) están configurados para recibir las señales pletismográficas y para transmitirlas al puerto de comunicación (41).

El puerto de comunicación (41) está configurado para recibir las señales pletismográficas y para transmitir las señales pletismográficas al dispositivo de procesamiento de datos (32).

El dispositivo de procesamiento de datos (32) se encuentra en el exterior del dispositivo portátil (21), pudiéndose encontrar en un servidor, smartphone o cualquier otro dispositivo electrónico.

El dispositivo de procesamiento de datos (32) está configurado para recibir las señales pletismográficas y para determinar la desviación del gasto cardíaco a partir de al menos uno de los siguientes parámetros: pendientes de las señales pletismográficas primera y segunda (ScA,ScB) en el punto de carga (tü, PS0), magnitud de la caída de las señales pletismográficas primera y segunda(PS~fA,PSfB)en un primer intervalo de tiempo, y áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica(ÁcA, AcB)en un segundo intervalo de tiempo; encontrándose el primer y segundo intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo, respectivamente, al que al usuario se le ha aplicado la medición de presión de salida.

En esta realización preferente, el primer intervalo de tiempo y el segundo intervalo de tiempo tienen la misma duración temporal que coincide con la duración de la aplicación de la medición de presión de salida (tf).

Preferentemente, el dispositivo de procesamiento de datos (32) está configurado para determinar la desviación del gasto cardíaco a partir de al menos uno de los siguientes parámetros o de la combinación de ellos:

- diferencia entre el valor de la pendiente de la segunda señal pletismográfica en su punto de carga(Sc<b>)y el valor de la pendiente de la primera señal pletismográfica en su punto de carga(Sc<a>):

o siÁSc=ScB -Sc¿<0, se determina que hay un aumento del gasto cardíaco,

o siASc=Scb -Sc¿ >0, se determina que hay una disminución del gasto cardíaco.

- diferencia entre el valor "PSf" o caída de la segunda señal pletismográfica desde la abscisa de su punto de carga (tüB) a tüB+tf(PSfB)y el valor de "PSf" o caída de la primera señal pletismográfica desde la abscisa de su punto de carga (tüA) a tüA+tf(PSfA)

o si APSf = PSfB -PSfA>0, se determina un aumento del gasto,

o si APSf = PSfB -PSfA<0, se determina una disminución del gasto.

- diferencia entre:

o el área de la región (ÁcB), durante la aplicación de la medición de presión de salida, que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la segunda señal pletismográfica y dicha segunda señal pletismográfica, y

o el área de la región (ÁcA), durante la aplicación de la medición de presión de salida, que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la primera señal pletismográfica y dicha primera señal pletismográfica

■ si AÁc=Ácg - A ca>0,se determina un aumento del gasto,

■ si AÁc=ÁcB -ÁcA<0,se determina una disminución del gasto

En esta realización preferente las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) se encuentran normalizadas por el valor de la señal pletismográfica en la abscisa de punto de carga (en concreto, dividiendo la señal pletismográfica por este valor).

El dispositivo de procesamiento de datos (32) puede determinar la desviación del gasto a través de únicamente el parámetro de las pendientes de las señales pletismográficas; o bien únicamente a través de los valores de las caídas de las señales pletismográficas; o bien únicamente a través de las áreas de las regiones; o bien a través de las pendientes y las caídas de las señales pletismográficas; o bien a través de las pendientes y las áreas de las regiones; o bien a través de las caídas y las áreas de las regiones; o bien a través de las pendientes, las caídas y las áreas de las regiones.

Una vez el dispositivo de procesamiento de datos (32) determina la desviación de gasto cardíaco emite o envía algún tipo de señal (acústica, visual o de cualquier otro tipo) al usuario para informarle de tal evento. En una realización preferente, el dispositivo de procesamiento de datos (32) indica al usuario la necesidad de repetir la aplicación de la medición de presión de salida.

En otra realización preferente, el dispositivo de procesamiento de datos (32) determina que existe una desviación de gasto cardíaco si coinciden los resultados a través de los tres parámetros (pendiente, caída y área) o bien si coinciden al menos el resultado de los parámetros caída y área.

La invención se define en las reivindicaciones adjuntas.

Claims (15)

REIVINDICACIONES

1. Un método implementado por ordenador para determinar una desviación del gasto cardíaco a partir de una primera señal pletismográfica (PSA(t)) en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica, y una segunda señal pletismográfica (PSB(t)) en un segundo lapso de tiempo, un tiempo después de la primera duración de tiempo, en el que se incluye al menos un segundo periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica, comprendiendo dicho método una etapa en la que la desviación del gasto cardíaco se determina en función de al menos uno de los siguientes parámetros: pendientes de las señales pletismográficas primera y segunda (ScA,Scs) en el punto de carga, caída de las señales pletismográficas primera y segunda(PS~fA,PSfB)en un primer intervalo de tiempo y áreas de las regiones que se encuentran entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga y la señal pletismográfica(ÁcA, AcB)en un segundo intervalo de tiempo, estando al menos una parte del primer intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo y estando una parte del segundo intervalo dentro de los periodos de tiempo primero y segundo.

2. El método según la reivindicación anterior, en donde la desviación del gasto cardíaco se determina a partir de al menos la diferencia entre la pendiente de la segunda señal pletismográfica (SCg) en el punto de carga de la misma y la pendiente de la primera señal pletismográfica (SC^ ) en el punto de carga de la misma.

3. El método según la reivindicación anterior, en donde, si la diferencia es negativa, se indica un aumento del gasto cardíaco.

4. El método según cualquiera de las reivindicaciones 2 o 3, en donde, si la diferencia es positiva, se indica una disminución del gasto cardíaco.

5. El método según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la desviación del gasto cardíaco se determina a partir de al menos la diferencia en la caída de la segunda señal pletismográfica(PSfB) y la primera señal pletismográfica(PSfA)en el primer intervalo de tiempo.

6. El método según la reivindicación 5, en donde la caída de la primera señal pletismográfica(PSfA)es la diferencia entre el valor de la primera señal pletismográfica (PSA(t)) al final del primer intervalo de tiempo y el valor de la primera señal pletismográfica (PSA(t)) en la abscisa del punto de carga de la primera señal pletismográfica (PSA(t)), y en donde la caída de la segunda señal pletismográfica(PSfB)es la diferencia entre el valor de la segunda señal pletismográfica (PSB(t)) al final del primer intervalo de tiempo y el valor de la segunda señal pletismográfica (PSB(t)) en la abscisa del punto de carga de la segunda señal pletismográfica (PSB(t)).

7. El método según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la desviación del gasto cardíaco se determina a partir de al menos la diferencia en el área de la región que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la segunda señal pletismográfica y la segunda señal pletismográfica en el segundo intervalo(ÁcB)y en el área de la región que se encuentra entre la línea paralela al eje x a una altura coincidente con la ordenada del punto de carga de la primera señal pletismográfica y la primera señal pletismográfica en el segundo intervalo(ÁcA).

8. El método según la reivindicación anterior, en donde, si la diferencia de áreas es negativa, se indica una disminución del gasto cardíaco.

9. El método según cualquiera de las reivindicaciones 7 u 8, en donde, si la diferencia de áreas es positiva, se indica un aumento del gasto cardíaco.

10. Un dispositivo de procesamiento de datos (2, 32) que comprende medios para llevar a cabo cualquiera de los métodos de las reivindicaciones 1 a 9.

11. Un programa informático que comprende instrucciones que, cuando el programa se ejecuta en un ordenador, hacen que el ordenador lleve a cabo las etapas de cualquiera de los métodos de las reivindicaciones 1 a 9.

12. Un medio legible por ordenador que comprende instrucciones que, cuando se ejecutan en un ordenador, hacen que el ordenador lleve a cabo cualquiera de los métodos de las reivindicaciones 1 a 9.

13. Un método para determinar una desviación del gasto cardíaco, que comprende las siguientes etapas:

- obtener, mediante un detector de luz (6), una primera señal pletismográfica (PSA(t)) en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medida de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica;

- obtener, mediante un detector de luz (6), una segunda señal pletismográfica (PSB(t)) en un segundo lapso de tiempo en el que se incluye al menos un segundo periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medida de presión de salida superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica;

- determinar una desviación del gasto cardíaco a través de un dispositivo de procesamiento de datos (2, 32) según la reivindicación 10 y que lleva a cabo el método según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9.

14. Un dispositivo portátil (1) para determinar una desviación del gasto cardíaco, que comprende un dispositivo de procesamiento de datos (2, 32) según la reivindicación 10, una bomba de aire (3), un puerto de conexión fluídica (4) vinculado a la bomba de aire (3), un emisor LED (5), un detector de luz (6) y una fuente de alimentación para alimentar al menos el dispositivo de procesamiento (2, 32), el emisor LED (5) y el detector de luz (6);

estando el puerto de conexión fluídica (4) y el detector de luz (6) en comunicación de datos con el dispositivo de procesamiento de datos (2, 32);

estando configurado el puerto de conexión fluídica (4) para comunicarse de manera fluida con un manguito inflable (8) preparado para ubicarse en una parte del cuerpo de un usuario;

estando configurada la bomba de aire (3) para proporcionar una medición de presión de salida al usuario que es superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica del usuario a través del puerto de conexión fluídica (4), cuando dicho puerto de conexión fluídica (4) está en comunicación fluídica con el manguito inflable (8); estando configurado el emisor LED (5) para emitir luz con una longitud de onda predeterminada hacia una región del cuerpo del usuario;

estando configurado el detector de luz (6) para obtener una primera señal pletismográfica (PSA(t)) de la cantidad de luz reflejada de la luz emitida por el emisor LED (5) sobre la región del cuerpo del usuario en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida a través del manguito inflable (8) que es superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica y una segunda señal pletismográfica (PSB(t)) de la cantidad de luz reflejada de la luz emitida por el emisor LED (5) sobre la región del cuerpo del usuario en un segundo lapso de tiempo, un tiempo después del primer lapso de tiempo, en el que se incluye al menos un segundo periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida a través del manguito inflable (8) que es superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica;

estando el detector de luz (6) en comunicación de datos con el dispositivo de procesamiento de datos (2, 32) y estando configurado para transmitir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) al dispositivo de procesamiento de datos (2, 32);

estando configurado el dispositivo de procesamiento de datos (2, 32) para recibir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)).

15. Un sistema (20) para determinar una desviación del gasto cardíaco, que comprende:

- un dispositivo portátil (21) que comprende medios de procesamiento de datos (22), una bomba de aire (23), un puerto de conexión fluídica (24) vinculado a la bomba de aire (23), un emisor LED (25), un detector de luz (26) y un puerto de comunicación (41) y una fuente de alimentación para alimentar al menos el dispositivo de procesamiento (22), el emisor LED (25), el detector de luz (26) y el puerto de comunicación (41);

estando el puerto de conexión fluídica (24) y el detector de luz (26) en comunicación de datos con los medios de procesamiento de datos (22);

estando configurado el puerto de conexión fluídica (24) para comunicarse de manera fluida con un manguito inflable (28) preparado para ubicarse en una parte del cuerpo del usuario;

estando configurada la bomba de aire (23) para proporcionar una medición de presión de salida al usuario que es superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica del usuario a través del puerto de conexión fluídica (24), cuando dicho puerto de conexión fluídica (24) está en comunicación fluídica con el manguito inflable (28);

estando configurado el emisor LED (25) para emitir luz con una longitud de onda predeterminada hacia una región del cuerpo del usuario;

estando configurado el detector de luz para obtener una primera señal pletismográfica (PSA(t)) de la cantidad de luz reflejada de la luz emitida por el emisor LED (25) sobre la región del cuerpo del usuario en un primer lapso de tiempo en el que se incluye al menos un primer periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida a través del manguito inflable (28) que es superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica y una segunda señal pletismográfica (PSB(t)) de la cantidad de luz reflejada de la luz emitida por el emisor LED (25) sobre la región del cuerpo del usuario en un segundo lapso de tiempo, un tiempo después del primer lapso de tiempo, en el que se incluye al menos un segundo periodo de tiempo durante el cual se ha aplicado al usuario una medición de presión de salida a través del manguito inflable (28) que es superior a la presión venosa e inferior a la presión sistólica;

estando el detector de luz (26) en comunicación de datos con los medios de procesamiento (22) y estando configurado para transmitir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) a los medios de procesamiento (22); estando configurados los medios de procesamiento (22) para recibir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) y para transmitir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) al puerto de comunicación (41); estando los medios de procesamiento (22) en comunicación de datos con el puerto de comunicación (41); estando configurado el puerto de comunicación (41) para recibir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)) y para transmitir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t));

- un dispositivo de procesamiento (2, 32) según la reivindicación 10, en comunicación de datos con el puerto de comunicación (41) del dispositivo portátil (21) y configurado para recibir las señales pletismográficas (PSA(t), PSB(t)).