ITRM20110650A1 - Apparato per la stima della gittata cardiaca. - Google Patents

Description

"APPARATO PER LA STIMA DELLA GITTATA CARDIACA"

DESCRIZIONE

La presente invenzione riguarda un apparato per la stima della gittata cardiaca (denotata con il termine CO), in particolare per pazienti sottoposti a ventilazione meccanica. L’apparato secondo l’invenzione, inducendo una espirazione prolungata, permette di ottenere tale stima senza alterare il funzionamento del ventilatore polmonare.

Sommario dell’invenzione

Come noto nel settore tecnico di riferimento, il CO rappresenta il volume di sangue eiettato dal ventricolo sinistro del cuore al minuto. Il suo valore à ̈ un importante indice della funzionalità ventricolare, il suo monitoraggio à ̈ fondamentale nel trattamento dei pazienti critici e di coloro che hanno subito un intervento cardiochirurgico.

Descrizione e svantaggi della tecnica antecedente

Il metodo di Fick [2], basato sul principio di conservazione della massa applicato agli scambi di ossigeno al livello alveolare, e la termodiluizione [4] sono comunemente considerati i metodi di riferimento per la misura della gittata cardiaca. Entrambi i metodi espongono il paziente a controindicazioni legate all’utilizzo di cateteri, in particolare il secondo dei due metodi prevede il passaggio del catetere attraverso atrio e ventricolo destro. I principali rischi sono: infezione, pneumotorace, trombosi, rottura dell’arteria polmonare, aritmia, fino all’arresto cardiaco. Ciò rende poco utilizzati questi metodi e limitati a condizioni cliniche specifiche per le quali i pro eccedono i contro.

Negli anni sono anche state sviluppate e testate diverse tecniche non invasive per la misura del CO sia su soggetti sani che non, e anche su pazienti sottoposti a ventilazione meccanica: impedenza transtoracica, Doppler, tecniche basate sulla diluizione di un indicatore nel sangue e tecniche basate sull’analisi del profilo della curva di pressione arteriosa. Queste tecniche non hanno comunque raggiunto un utilizzo diffuso nella pratica clinica, e le ragioni sono molteplici: i dispositivi e i loro monouso risultano costosi, il risultato degli esami à ̈ spesso operatore-dipendente, non consentono un monitoraggio continuo del CO, le loro misure non risultano molto accurate e precise.

Ulteriori tecniche, sviluppate negli anni, derivano dall’applicazione differenziale del metodo di Fick per l’anidride carbonica, descritto in seguito, che prevedono l’interessamento di due fasi ventilatorie.

Esse sembrano più adeguate all’utilizzo nella stima del CO su pazienti sottoposti a ventilazione meccanica, ma richiedono due diverse fasi: la prima à ̈ uno stato stazionario di ventilazione tranquilla, mentre la seconda inizia in seguito all’introduzione di una perturbazione nel processo di eliminazione dell’anidride carbonica. Diversi metodi sono stati introdotti per indurre tale perturbazione: cambiamento della ventilazione-minuto [5], della frequenza respiratoria [6], mantenimento del respiro [7], e addirittura aggiunta di anidride carbonica pura nel circuito respiratorio [8].

I metodi attualmente considerati “gold standard†per la stima del CO sono invasivi, di conseguenza, poco utilizzati. D’altro canto, i metodi non invasivi o poco invasivi, che non utilizzano l’analisi del gas, risultano molto costosi, il loro risultato spesso dipende dall’abilità dell’operatore oltre al fatto di essere poco accurati e presentare scarsa ripetibilità.

I metodi presenti allo stato attuale della tecnica qui presi in considerazione prevedono l’utilizzo della legge di Fick, che modelizza lo scambio di CO2 all’interfaccia alveolo capillare.

Dei vari metodi basati sull’utilizzo della legge di Fick, US6402697 [1] descrive un dispositivo di stima non invasiva della gittata cardiaca attraverso l’analisi di gas su soggetti collaboranti. Tale dispositivo, come sarà descritto in seguito, comporta l’importante svantaggio di non poter essere impiegato su pazienti in ventilazione polmonare.

A questo scopo, esistono nella tecnica sistemi per la stima della gittata cardiaca per pazienti in ventilazione meccanica, ma tali sistemi, per come sono concepiti, richiedono per il loro corretto funzionamento una perturbazione del normale stato ventilatorio del paziente per un tempo che può durare anche fino ad un minuto.

Scopo della presente invenzione

Il problema tecnico posto e risolto dalla presente invenzione à ̈ quindi quello di fornire un apparato per la stima della gittata cardiaca di un paziente, il quale possa essere impiegato sia per soggetti collaboranti che per pazienti in stato di ventilazione. Tale scopo à ̈ raggiunto mediante un apparato comprendente un condotto principale atto a ricevere dell’aria espirata dal paziente; una resistenza pneumatica posta entro il condotto principale; mezzi di by-pass reversibili di detta resistenza pneumatica associati a detto condotto principale; un sistema di misurazione di valori associati all’aria inspirata/espirata; e mezzi di calcolo, atti a ricevere in ingresso detti valori misurati e restituire in uscita una stima della gittata cardiaca.

Vantaggi dell’invenzione

La presente invenzione, superando i citati problemi della tecnica nota, comporta numerosi ed evidenti vantaggi.

L’apparato oggetto della presente invenzione, come sarà dettagliatamente descritto in relazione a due sue forme di realizzazione presentate qui a scopo esemplificativo e non limitativo, consente di effettuare la stima della gittata cardiaca sia su pazienti sottoposti a ventilazione meccanica ma anche su soggetti sani e collaboranti.

Secondo un aspetto dell’invenzione, l’apparato à ̈ tale da produrre un espirazione prolungata che sia ripetibile e minimizzi le interferenze con il ventilatore [11], [12].

Mediante l’apparato secondo l’invenzione si elimina vantaggiosamente qualsiasi forma di rischio per il soggetto, viene garantita rapidità nella misura e si rende indipendente la stima dalle capacità dell’operatore.

In definitiva, si migliora sensibilmente il livello di assistenza che viene dato al paziente critico, annullando l’invasività, e consentendo stime più frequenti di quelle fornite da altri dispositivi noti e non dipendenti dal contributo dell’operatore. L’invenzione, come verificato sperimentalmente, consente di ottenere ottimi risultati senza alterare il normale funzionamento del ventilatore polmonare.

Ulteriori caratteristiche dell'invenzione sono definite nelle corrispondenti rivendicazioni dipendenti.

Breve descrizione dei disegni

Ancora ulteriori vantaggi, così come le caratteristiche e le modalità di impiego della presente invenzione risulteranno evidenti dalla seguente descrizione dettagliata di due sue forme di realizzazioni preferite, presentate a scopo esemplificativo e non limitativo, facendo riferimento alle figure dei disegni allegati, in cui:

la figura 1 mostra la rappresentazione di un andamento PACO2 vs. PAO2 ottenuto durante l’espirazione prolungata da parte di un paziente ventilato al 40 % di O2;

la figura 2 mostra in vista prospettiva un primo dispositivo di tecnica nota per la stima non-invasiva della gittata cardiaca su soggetti collaboranti;

le figure 3 e 4 mostrano un secondo dispositivo di tecnica nota per la stima noninvasiva della gittata cardiaca su soggetti in ventilazione polmonare;

la figura 5A illustra in modo schematico l’apparato oggetto della presente invenzione impiegato per un soggetto collaborante secondo una prima forma preferita di realizzazione;

la figura 5B illustra in modo schematico l’apparato oggetto della presente invenzione secondo una prima forma preferita di realizzazione per un soggetto in ventilazione assistita;

la figura 6 mostra dei particolari dell’apparato di figura 5B;

la figura 7 mostra un particolare dell’apparato oggetto dell’invenzione secondo una seconda forma preferita di realizzazione;

la figura 8 illustra in modo schematico l’apparato oggetto della presente invenzione secondo una seconda forma preferita di realizzazione per un soggetto in ventilazione assistita;

la figura 9 riporta un grafico che mostra una correlazione tra i valori medi di COK e COT per tutti i pazienti;

la figura 10 riporta un grafico che mostra una rappresentazione Bland-Altman per il confronto tra metodo proposto e termodiluizione: si rappresentano tutti i valori per ogni paziente; e

la figura 11 riporta degli scarti percentuali (∆CO) tra i valori medi di COK e COT per ciascun paziente.

Descrizione dettagliata dei disegni

Al fine di rendere chiara la descrizione dettagliata di alcuni esempi preferiti di realizzazione dell’invenzione, risulta necessario introdurre brevemente il principio di Fick [2] (Eq. 1), su cui si fonda la tecnica di stima utilizzata. Esso rappresenta un bilancio di CO2all’interfaccia alveolo-capillare polmonare:

.

CO=Fâ‹…<V CO>2 (1)

∆ CO 2

.

dove VCO 2rappresenta la produzione di CO2da parte del soggetto, ∆CO2à ̈ la differenza artero-venosa di CO2nel sangue e F à ̈ un fattore moltiplicativo che tiene conto della percentuale di sangue che effettivamente partecipa allo scambio alveolare di CO2.

In una fase di respiro tranquillo, campionando il gas inspirato ed espirato, e misurando i flussi ventilatori, à ̈ possibile conoscere la differenza tra la quantità di CO2espirata e

.

quella inspirata, ottenendo una misura diretta di VCO 2. Diversamente, per determinare il denominatore dell’Eq. (1) si utilizza un secondo metodo, introdotto da Kim [3] che, attraverso un’espirazione prolungata da parte del soggetto, consente di stimare il denominatore dell’Eq. (1).

Con riferimento a quanto mostrato dal grafico di figura 1, correlando gli andamenti temporali delle pressioni parziali di O2 e CO2 (PAO2 e PACO2) durante l’espirazione prolungata, secondo un modello teorico, à ̈ possibile ottenere una stima della differenza artero-venosa di CO2.

Con riferimento alla figura 2, à ̈ raffigurato un dispositivo di tecnica nota noninvasivo per la determinazione del CO di un soggetto, descritto nel sopraccitato brevetto americano US6402697, che si basa sull’analisi dei gas su soggetti collaboranti.

Più in particolare, il dispositivo, complessivamente denotato con il riferimento numerico 10, comprende una maschera facciale 12 entro la quale il soggetto da testare respira, un flussimetro 14 necessario per il calcolo della portata di aria espirata, un elemento di accoppiamento 16 maschera-flussimetro, una porta di campionamento-flusso 18 per l’analizzatore gas, un sensore gas 20, un modulo di trasduzione 22, un catetere 24 di campionamento gas. Mediante il dispositivo 10 la gittata cardiaca (CO) può essere determinata respiro per respiro applicando algoritmi basati sul principio di Fick, che prevedono l’utilizzo di traccianti gassosi o l’esecuzione di un’espirazione prolungata controllata dal soggetto. Questo sistema, per come à ̈ concepito, non può essere utilizzato in ventilazione polmonare, in quanto il paziente non collaborante non à ̈ grado di eseguire una espirazione prolungata.

Facendo ora riferimento alle successive figure 3 e 4, à ̈ mostrato un secondo dispositivo di tecnica nota, che consente la stima della gittata cardiaca su pazienti sottoposti a ventilazione meccanica, in modalità non-invasiva e attraverso l’analisi dei gas.

Tale dispositivo, come noto, à ̈ basato sul ricircolo parziale all’interno del circuito paziente della CO2espirata dal paziente stesso [9,10].

Come i metodi precedenti, anche questo metodo ricorre all’applicazione differenziale del metodo di Fick all’anidride carbonica:

.

CO = F ⋅<∆V>CO2(2)

∆CaCO2

CaCO2= (6.957[Hb]+ 94.864) â‹… log(1.0 0.1933PaCO2) (3)

dove CaCO2rappresenta il contenuto di CO2nel sangue arterioso, PaCO2à ̈ la pressione parziale arteriosa di CO2, che deriva dall’analisi del contenuto di CO2nel circuito respiratorio, e infine [Hb] à ̈ la concentrazione di emoglobina nel sangue. Per quanto detto, sono previste due fasi respiratorie: una fase di respiro tranquillo e una fase di ricircolo parziale dell’espirato del paziente che dura circa 1 min. Tale seconda fase à ̈ funzionale all’induzione della perturbazione necessaria per l’applicazione del metodo differenziale di Fick.

Nelle figure à ̈ mostrato in particolare il circuito pneumatico monouso per indurre il ricircolo controllato dell’aria espirata.

Come si vede in figura 4, le possibili configurazioni della valvola indicata in figura con il riferimento 1 sono due: in (a) il volume aggiuntivo 2 viene escluso consentendo al paziente di respirare normalmente, in (b) tale volume viene incluso nel circuito paziente. La funzione del volume di ricircolo à ̈ quella di immagazzinare parte dell’aria espirata dal paziente e, all’inspirazione successiva, risomministrarla miscelata insieme alla portata di gas freschi entrante nel circuito. Utilizzando sensori di pressione assoluta e differenziale 4, un capnometro 3 ed un pulsossimetro, il dispositivo calcola il valore di CO.

In ogni caso, come già menzionato, il dispositivo di tecnica nota sopra descritto per il corretto funzionamento richiede una perturbazione del normale stato ventilatorio del paziente per un tempo troppo elevato.

Facendo ora riferimento alla figura 5A, à ̈ illustrato schematicamente un apparato oggetto della presente invenzione secondo una prima forma preferita di realizzazione, complessivamente denotato con 1. Nell’esempio di figura l’apparato 1 à ̈ impiegato per la stima della gittata cardiaca di un soggetto 2, collaborante.

L’apparato 1 comprende un condotto principale 3, atto a ricevere dell’aria inspirata ed espirata dal soggetto 2, che presenta un imbocco 31 ed una sezione di uscita 32. Entro il condotto principale 3 à ̈ posta una resistenza pneumatica 4.

L’apparato 1 comprende inoltre dei mezzi di bypass reversibile 51, 52 della resistenza pneumatica, associati al condotto principale 3. Pertanto, quando i mezzi di by-pass sono azionati, l’aria fluisce liberamente entro il condotto senza incontrare la resistenza pneumatica 4. L’apparato comprende inoltre un sistema di misurazione di valori associati all’aria inspirata/espirata che fluisce entro il condotto 3 e dei mezzi di calcolo, schematicamente denotati in figura con il riferimento numerico 8.

In particolare, il sistema di misurazione comprende un misuratore di flusso 7, posto a valle del condotto principale 3 configurato in modo da misurare la portata dell’aria che fluisce entro il condotto, ed un primo e secondo sensore (denotati entrambi con il riferimento 6) rispettivamente dei contenuti di CO2e O2dell’aria inspirata/espirata. Per una misura ottimale, i valori di CO2e O2dovrebbero essere prelevati rispetto all’aria che fluisce sostanzialmente in corrispondenza dell’imbocco 31. Pertanto, come indicato in figura, il sistema di misurazione comprende una linea di campionamento aria 9 che intercetta il condotto 3 sostanzialmente in corrispondenza dell’imbocco 31. I sensori 6 sono posti a valle della linea 9, in modo da poter analizzare l’aria spillata appunto in tale posizione del condotto 3. Preferibilmente, la linea di campionamento 9 à ̈ connessa ai mezzi di calcolo mediante un filtro antisaliva 11.

Altrimenti, i sensori 6 potrebbero essere posizionati direttamente lungo il condotto 3 in prossimità dell’imbocco 31.

Preferibilmente, la resistenza pneumatica comprende un elemento presentante un orifizio (non visibile in figura).

Secondo la prima forma di realizzazione qui descritta a titolo esemplificativo e non limitativo, i mezzi di by-pass comprendono a loro volta un condotto secondario 51 connesso al condotto principale 3 in modo da presentare una sezione di ingresso e di uscita poste rispettivamente a monte e a valle della resistenza pneumatica 4, ed una valvola 52, preferibilmente di tipo on-off, posta entro il condotto secondario 51.

Sarà apprezzato che la valvola di tipo on-off potrà essere di qualsiasi tipologia. In particolare, nell’esempio qui descritto, comprende una membrana ostruente gonfiabile da una siringa 53.

In alternativa, la valvola impiegata potrà essere di altre tipologie, come ad esempio di tipo “proporzionale†, e cioà ̈ tale da ammettere una portata di aria entro il condotto secondario definita dall’operatore.

Durante la fase di respirazione tranquilla, la valvola 52 à ̈ aperta, e pertanto l’aria fluisce liberamente nel condotto principale 3 via il condotto secondario 51. Durante tale fase, campionando l’aria inspirata/espirata mediante i sensori 6 e misurandone la portata

. mediante il flussimetro 7, i mezzi di calcolo 8 elaborano il numeratore V CO2dell’equazione 1 sopra introdotta per il calcolo della gittata.

Durante la fase di ventilazione prolungata, i mezzi di bypass vengono disattivati. Pertanto, la valvola 52 viene chiusa, gonfiando la membrana ostruente. In questo modo, la resistenza pneumatica induce una espirazione prolungata. Il campionamento dell’aria durante tale fase permette il calcolo del denominatore dell’equazione (1), e quindi in definitiva il valore di stima della gittata cardiaca.

Nell’esempio di figura il flussimetro, solitamente comprendente una turbina, à ̈ connesso alla sezione di uscita 32 del condotto 3 mediante un tubo corrugato 10. Il flussimetro potrebbe comunque essere posizionato direttamente in corrispondenza della sezione di uscita 32.

Con riferimento alla successiva figura 5B, à ̈ mostrato l’apparato 1 quando associato ad un sistema di ventilazione assistita.

In questo esempio, il sistema di ventilazione comprende una unità di ventilazione, complessivamente denotata con 100. L’unità di ventilazione 100 à ̈ connessa al condotto principale in corrispondenza della sezione di uscita 32 di quest’ultimo, e comprende un condotto di inspirazione 30 interposto tra l’unità di ventilazione 100 ed il condotto 3.

Nel caso in cui l’apparato comprenda quindi anche tale sistema di ventilazione assistita 100, l’unità di ventilazione 100 chiude mediante una valvola (non raffigurata) il condotto 3 alla sua sezione di uscita 32 e forza aria entro il paziente 2 attraverso il condotto di inspirazione 30. Nella fase di espirazione, similmente, chiude il condotto di inspirazione 30, apre la sezione 32 precedentemente chiusa in modo da permettere al paziente di espirare. L’operazione si ripete quindi ciclicamente.

Durante la fase di ventilazione tranquilla, i mezzi di bypass sono attivi, e quindi la valvola risulta aperta. Durante tale fase, come detto, si effettuano le opportune misurazioni relative all’aria che fluisce nell’apparato.

Durante la fase di espirazione prolungata, l’operatore medico provvede ad impostare il ventilatore in blocco pausa espiratoria: grazie all’apparato secondo l’invenzione tale manovra si deve protrarre per circa quindici secondi, fino a quando non viene ripristinata la fase di respirazione tranquilla. Mediante la resistenza pneumatica, si consente al paziente di espirare più lentamente e a flussi più bassi.

La figura 6 mostra un particolare dei mezzi di bypass 51, 52 relativi alla prima forma preferita di realizzazione sopra descritta.

Con riferimento alla successiva figura 7, Ã ̈ mostrata una resistenza pneumatica 200 secondo una seconda forma di realizzazione preferita.

In particolare, la resistenza pneumatica 200 comprende una membrana gonfiabile 201 che presenta, in posizione preferibilmente centrale, l’orifizio 202, la membrana essendo sistemata entro un sostegno anulare 203.

La membrana 201 Ã ̈ configurata in modo da lasciare libero il lume del condotto principale (non raffigurato) quando sgonfia (situazione di figura 7A), e di porre tale orifizio lungo il condotto quando gonfia (situazione di figura 7B).

In tale seconda forma di realizzazione, i mezzi di bypass comprendono un dispositivo di alimentazione/scarico di gas in pressione (non raffigurato) della membrana 201. In particolare, tale dispositivo comprende una sorgente di gas in pressione connessa alla membrana 201 mediante una linea di alimentazione (di cui in figura à ̈ visibile una porzione 210). Quando la membrana deve essere sgonfiata, per ripristinare la respirazione tranquilla entro l’apparato, la linea di alimentazione può vantaggiosamente comprendere una valvola a tre vie, comprendente un’uscita a contatto con l’atmosfera. In questo modo, l’apertura di tale ramo della valvola causerà, insieme allo scollegamento del ramo responsabile dell’alimentazione di gas in pressione, la fuoriuscita del gas dalla membrana in atmosfera e lo sgonfiamento dello stessa mediante il gradiente di pressione instaurato.

Con riferimento alla figura 8, à ̈ mostrato un apparato 1’ secondo la seconda forma preferita di realizzazione dell’invenzione, in cui i mezzi di bypass comprendono la membrana 201, sopra descritta. In particolare, l’apparato 1’ à ̈ raffigurato quando associato al sistema di ventilazione assistita 100.

In tale forma di realizzazione, i mezzi di bypass sono preferibilmente posizionati lungo il condotto principale 3 nel suo ramo comune al condotto di inspirazione 30, quindi in sostanza a monte della diramazione. In tale modo, si consente di minimizzare l’effetto di uno spazio morto aggiuntivo al circuito paziente, che invece può essere indotto dalla forma di realizzazione precedentemente descritta.

In figura, il dispositivo di alimentazione/scarico di gas in pressione à ̈ schematicamente denotato con il riferimento numerico 500.

La descrizione dell’apparato 1’ à ̈ del tutto analoga a quella dell’apparato 1, à ̈ non verrà pertanto ripetuta.

In definitiva, l’invenzione risulta utilizzabile sia su pazienti sottoposti a ventilazione meccanica, come strumento di monitoraggio, che su pazienti collaboranti, come strumento di diagnostica. I settori industriali comprendenti dispositivi di supporto alla ventilazione e dispositivi di analisi gas o di misura dell’attività metabolica risultano i più adatti all’applicazione dell’invenzione in oggetto.

Infine à ̈ stata effettuata, presso l’Area di Anestesia e Terapia Intensiva, una valutazione preliminare in vivo per giustificare ulteriormente la brevettabilità dell’invenzione in oggetto.

Si à ̈ effettuata la stima della gittata cardiaca su venti pazienti cardio-chirurgici che necessitavano di monitoraggio invasivo di tale parametro, sottoposti a ventilazione meccanica e consenzienti alla sperimentazione (Sperimentazione clinica: N. Prot.

19/2011 ComEt CBM). Si sono quindi confrontati i valori ottenuti con l’apparato secondo la presente invenzione, con quelli ottenuti dalla termodiluizione (COT). Si sono effettuate venti stime di COK e dieci misure di COT per ciascun paziente.

Si riportano i risultati in dettaglio nelle figure 9, 10 e 11. Si definisce errore percentuale:

COCO]= K<−>CO

∆ [% T ⋅ 100 (4)

CO T

Si nota come le stime e i valori misurati siano molto vicine tra loro. Nella correlazione lineare si ottiene un coefficiente del termine di primo grado quasi pari a 1 (figura 9). Il grafico Bland-Altman (mostrato in figura 10) evidenzia una lieve sottostima, da parte dell’apparato secondo l’invenzione, del COT: si nota infatti che la media dello scarto tra i due metodi à ̈ circa -0.2 L/min.

In figura 11 si conferma la sottostima da parte dell’apparato secondo l’invenzione: lo scarto percentuale (equazione 4) medio à ̈ -6 % e, nel 90 % dei casi, la sottostima à ̈ inferiore al 15%.

Si definisce la ripetibilità come

R [%] = 2 â‹…CF â‹…<SEM>â‹…100

CO (5)

doveCOà ̈ la media di tutte le stime COK, CF à ̈ un fattore di copertura pari a 2.09 e SEM à ̈ la deviazione standard normalizzata. La ripetibilità del metodo proposto risulta mediamente circa 29%. Tale valore risulta leggermente maggiore rispetto a quello ottenuto dalla termodiluizione (20%) applicata sui medesimi pazienti e confrontabile con i valori trovati in letteratura relativi a metodi meno invasivi e non invasivi.

La presente invenzione à ̈ stata fin qui descritta con riferimento a due sue forme di realizzazione preferite. È da intendersi che possono esistere altre forme di realizzazione che afferiscono al medesimo nucleo inventivo, tutte rientranti nell’ambito di protezione delle rivendicazioni qui di seguito riportate.

Bibliografia

[1] Calkins, J. M. and T. M. Drzewicki. “Non-invasive cardiac output and pulmonary function monitoring using respired gas analysis techniques and physiological 5 modeling†. United States Patent, No.6,402,697 B1 (Jun 2002).

[2] Fick, A. Ueber die messung des blutquantums in den hertzventrikeln. Sitzungsberichte der Physiologisch- Medizinosche Gesellschaft zu Wuerzburg 2:16, 1870.

[3] Kim, T. S., H. Rahn, and L. E. Fahri. Estimation of true venous and arterial PCO2by

0 gas analysis of a single breath. J. Appl. Physiol.21(4):1338-1344, 1966.

[4] Faddy, S. C. Cardiac output, Fick technique for. In: Encyclopedia for medical devices and instrumentation, J. G. Webster. New York: Wiley-Interscience, 1988, pp.

12-21.

[5] Gedeon, A., L. Forslund, G. Hedenstierna, and E. Romano. A new method for 5 noninvasive bedside determination of pulmonary blood flow. Med. Biol. Eng. Comput.

18:411-418, 1980.

[6] Peyton, P. J., D. Thompson, and P. Junor. Non-invasive automated measurement

of cardiac output during stable cardiac surgery using a fully integrated differential CO2

Fick method. J. Clin. Monit. Comput.22(4):285-292, 2008.

0 [7] Gedeon, A., P. Krill and B. Österlund. Pulmonary blood flow (cardiac output) and the effective lung volume determined from a short breath hold using the differential Fick method. J. Clin. Monit. Comput.17(5):313-321, 2002.

[8] Linnarson, D. and H. Larsson. Pulmonary blood flow determination with selective rebreathing of CO2. Clin. Physiol.5:39-48, 1985.

5 [9] Jaffe, M. B. Partial CO2rebreathing cardiac output–operating principles of the NICO™ system. J. Clin. Monit. Comput.15(6):387-401, 1999.

[10] Orr, J. A., S. A. Kofoed, D. Westenskow, and M. B. Jaffe. “Apparatus for noninvasively measuring cardiac output†United States Patent, No. 7,686,012 B2 (Mar 2010).

0

[11] Cecchini, S., E. Schena, R. Cuttone, M. Carassiti, and S. Silvestri. Influence of ventilatory settings on indirect calorimetry in mechanically ventilated patients. In Proc. of 33rd Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Boston, Massachusetts, U.S., 30 Aug-3 Sept 2011, pp.1245-1248.

[12] Cecchini, S., E. Schena, M. N. Di Sabatino, and S. Silvestri. Uncertainty evaluation of a calibration method for metabolic analyzer in mechanical ventilation. In Medical Measurements and Applications Proceedings (MeMeA), 2011 IEEE International Conference, Bari, Italy, 30-31 May 2011, pp.143-147.

Claims (12)

1. RIVENDICAZIONI 1. Apparato (1, 1’) per la stima della gittata cardiaca di un paziente, comprendente: • un condotto principale (3), atto a ricevere dell’aria inspirata/espirata dal paziente; • una resistenza pneumatica (4, 200), posta entro detto condotto principale (3); • mezzi di by-pass (51, 52) reversibili di detta resistenza pneumatica (4) associati a detto condotto principale (3); • un sistema di misurazione (6, 7) di valori associati all’aria inspirata/espirata; • mezzi di calcolo (8), atti a ricevere in ingresso detti valori misurati e restituire in uscita una stima della gittata cardiaca.
2. 2. Apparato (1, 1’) per la stima della gittata cardiaca secondo la rivendicazione precedente, in cui detta resistenza pneumatica (4, 200) comprende un elemento (4, 200) presentante un orifizio (202).
3. 3. Apparato (1) per la stima della gittata cardiaca secondo le rivendicazioni 1 o 2, in cui detti mezzi reversibili di by-pass (51, 52) comprendono un condotto secondario (51) connesso a detto condotto principale (3) in modo da presentare una sezione di ingresso e di uscita poste rispettivamente a monte e a valle di detta resistenza pneumatica (4), detto condotto secondario (51) comprendendo al suo interno una valvola (52) di tipo on-off.
4. 4. Apparato (1) per la stima della gittata cardiaca secondo la rivendicazione precedente, in cui detta valvola on-off (52) comprende una membrana ostruente gonfiabile (52).
5. 5. Apparato (1’) per la stima della gittata cardiaca secondo le rivendicazioni 1 e 2, in cui detto elemento (200) comprende una membrana gonfiabile (201) presentante detto orifizio (202) e configurata in modo da lasciare libero il lume di detto condotto principale (3) quando sgonfia, detti mezzi di bypass reversibile comprendendo un dispositivo di alimentazione/scarico (500) di gas in pressione di detta membrana gonfiabile (201).
6. 6. Apparato (1’) per la stima della gittata cardiaca secondo la rivendicazione precedente, in cui detto elemento (200) comprende un sostegno anulare (203) all’interno del quale à ̈ posta detta membrana gonfiabile (201).
7. 7. Apparato (1’) per la stima della gittata cardiaca secondo le rivendicazioni 5 o 6, in cui detto dispositivo di alimentazione/scarico (500) di detta membrana gonfiabile (201) comprende una sorgente di gas in pressione connessa a detta membrana gonfiabile (201) mediante una linea di alimentazione (210).
8. 8. Apparato (1’) per la stima delle gittata cardiaca secondo la rivendicazione precedente, in cui detto dispositivo di alimentazione/scarico (500) comprende una valvola a tre vie posta lungo detta linea di alimentazione (210).
9. 9. Apparato (1, 1’) per la stima delle gittata cardiaca secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, in cui detto sistema di misurazione (6, 7) comprende: • un misuratore di flusso (7) posto a valle di detto condotto principale (3), atto a misurare una portata dell’aria inspirata/espirata; • un primo sensore (6) del contenuto di CO2ed un secondo sensore (6) del contenuto di O2dell’aria inspirata/espirata.
10. 10. Apparato (1, 1’) per la stima delle gittata cardiaca secondo la rivendicazione precedente, in cui detti primo (6) e secondo (6) sensore sono posizionati sostanzialmente in corrispondenza di un imbocco di detto condotto principale (31).
11. 11. Apparato (1, 1’) per la stima delle gittata cardiaca secondo la rivendicazione 9, in cui detto sistema di misurazione (6, 7) comprende una linea di campionamento aria (9) che intercetta detto condotto principale (3) sostanzialmente in corrispondenza di un suo imbocco (31), detti primo (6) e secondo (6) sensori essendo posti a valle di detta linea di campionamento (9).
12. 12. Apparato (1, 1’) per la stima della gittata cardiaca secondo una qualsiasi delle rivendicazioni precedenti, inoltre comprendente un sistema di ventilazione assistita, detto sistema comprendendo una unità di ventilazione (100) connessa a valle di detto condotto principale (3) ed un condotto di inspirazione (30) interposto tra detta unità di ventilazione (100) e detto condotto principale (3).