MX2010007414A - Metodo no invasivo y dispositivo para medir el gasto cardiaco. - Google Patents

Abstract

Un sistema que comprende un alojamiento que contiene un generador de señal acoplado con una antena y un material dieléctrico dispuesto sobre la antena. El dispositivo se adapta para generar y dirigir una pluralidad de señales hacia el corazón de la persona y mide una magnitud de la señal devuelta desde el corazón. El dispositivo además comprende un procesador para comparar diferencias entre una magnitud de una señal propagada y la magnitud de la señal devuelta desde el corazón y determina una frecuencia de señal que tiene un máximo valor de pérdida de retorno basándose en esas diferencias. El procesador también estima un cambio en la amplitud del movimiento de una porción de una pared del corazón basándose en las diferencias entre la magnitud de la señal propaganda por el dispositivo y la magnitud de la señal devuelta desde la porción del corazón.

Description

ODO NO INVASIVO Y DISPOSITIVO PARA MEDIR EL GAST RECLAMACIÓN DE PRIORIDAD Esta solicitud reclama el benéfico de la visional Norteamericana No. 61/010,035 presenta ro de 2008 titulada "Método No Invasivo y Dispos ir el Gasto Cardíaco" , de la cual la tot orpora en la presente para referencia.

GOBIERNO Esta invención se hizo con apoyo del gob Concesión No. DAMD1700C0013 otorgada por el De Defensa. El gobierno tiene ciertos derech ención .

CAMPO DE LA INVENCIÓN cipal del sistema cardiovascular es su idades suficientes de oxigeno y nutrient sfacer las demandas metabólicas de los tej idos . iaco es un determinante principal del transpor xígeno desde el corazón hasta el cuerpo e insuf iovasculares se reflejan en el gasto card ción del gasto cardíaco proporciona inform nóstico y de pronóstico, y el medio para moni eidad de la terapia, así como para evaluar la n paciente después de un trauma mayor con hem nte la resucitación con fluidos resultante.

La hemorragia es una causa principal de imas en campos de batalla que no murieron inmed brevivieron más allá de los cinco minutos inicia on. La mitad de las muertes en el campo de batal ltado de sangrado incontrolado. El tratamiento uación, el monitoreo fisiológico debe utiliza r los esfuerzos de resucitación.

El gasto cardíaco es un indicador impor do hemodin mico del sistema circulatorio y es i l diagnóstico y tratamiento de enfermedad card r la resucitación con fluidos después de un tra hemorragia. El gasto cardíaco proporciona un cta de la capacidad del corazón para bombear sa rmina como un producto del volumen sistóli uencia cardiaca. Conforme avanza la hemorr ión arterial sanguínea disminuye y se act nismos de compensación simpática que desvían e la periferia hasta el compartimiento cent ener la presión sanguínea y de este modo la ox órganos vitales. En individuos saludables y fí arados, estos mecanismos de compensación mant l choque circulatorio resultante. Además, del r aída de presión sanguínea provocada por los meca ensación, la presión arterial sanguínea no se onible bajo condiciones de campo de batalla y c sustituye por medidas de presión sanguínea no usivas) tradicionales en la circulación perifér enciona en lo anterior, los mecanismos de com mantienen el suministro sanguíneo en los órgano hacen al incrementar la resistencia periféri iar la sangre desde el remanso periférico ral, provocando la cesación del pulso de presi ulación periférica, y además dificultades rminación de la presión sanguínea. Aunque la uinea se utiliza actualmente para monitorear choque hemorrágico y la efectividad de la res fluidos, la medición directa del gasto cardí enido de gas arteriovenoso y medidas de gas ante la ecuación de Fick, y técnicas de bioii do a los altos costos y a la necesidad de person menté especializado y de instalaciones bien e como complicaciones potencialmente severas asoc medición invasiva del gasto cardíaco, téc sivas son altamente deseables. Para aplicaciones batalla, solamente métodos no invasivos que cimientos mínimos y que puedan implementa iciones de wtraslado distante" y "transporte de prácticos. Ninguno de los métodos anteriores ha mplido con estos requerimientos.

COMPENDIO DE LA INVENCION En vista de los problemas y deficiencias i la técnica anterior, la presente invención busc e el corazón de la persona y calcular una p rno de la señal. Adicionalmente, el método agar una señal adicional en una porción del cora ona que utiliza el dispositivo, en donde ional tiene una frecuencia diferente de la prim cibir y medir una porción de la señal adicional e el corazón de la persona con el dispositivo. ás comprende comparar la magnitud de la señal agada hacia el corazón de la persona con la ma eñal adicional devuelta desde el corazón de la ular una pérdida de retorno de la señal adic comparar la pérdida de retorno de la primera érdida de retorno de la señal adicional . El méto rende repetir ciertas etapas referidas en lo tras se varía por incrementos la frecuencia de cada etapa repetitiva y determinar un valor de p señales de radiofrecuencia y dirigir las señales zón de la persona y medir una magnitud de elta desde el corazón de la persona. El dispo illo además comprende un procesador contenido d amiento, en donde el procesador se adapta para diferencias entre una magnitud de una señal a el corazón de la persona y la magnitud de elta del corazón. El procesador además se ad rminar una frecuencia de señal que tiene un ida de retorno máxima basado en las diferencias itud de la señal propagada hacia el corazón de I magnitud de la señal devuelta del corazón de la ionalmente, el procesador además se adapta par ambio en la amplitud del movimiento de una porci d del corazón basándose en las diferencias itud de la señal propagada por el disposit eciará fácilmente que los componentes de la presente o se describe e ilustra generalmente en las fig sente, podría disponerse y diseñarse en una amplia figuraciones diferentes. No obstante, la invención se xplicará con especificidad adicional y detalle a tra los dibujos anexos en los cuales: La FIGURA 1 muestra una modalidad de un dispositi erdo con una modalidad de la presente invención; la FIGURA 2 muestra un diagrama de bloque esquem positivo de RF de acuerdo con una modalidad de la presente la FIGURA 3 muestra un diagrama de bloque esquem tema de RF de acuerdo con una modalidad de la presente la FIGURA 4 ilustra contribuciones calculadas ctrico complejo de ciertos términos en una regió cano de una antena de bucle circular en un materi stante dieléctrica relativa de acuerdo con una mo sistema de RF de acuerdo con una modalidad de la neion; la FIGURA 8 ilustra una profundidad estim tración de un onda E en varios tejidos de ac modalidad de la presente invención; la FIGURA 9 es una ilustración de ba bración de frecuencia y el punto de trabajo resu rdo con una modalidad de la presente invención; la FIGURA 10 muestra un esquema de dat itud de sensor versus el volumen sistólico de l onar del experimento SW3 de acuerdo con una mod resente invención; la FIGURA 11 muestra el resumen de s rimento SW3 de acuerdo con una modalidad de la neion; la FIGURA 12 muestra una comparación de La siguiente descripción detallada de mo plares de la invención hace referencia a lo os, los cuales forman parte de la misma y los tran a manera de ilustración, modalidades ejem cuales la invención puede practicarse. Mient lidades ejemplares se describen en detalle s permitir que aquellos con experiencia en l tiquen la invención, debe entenderse q lidades pueden realizarse y que varios cambi nción pueden hacerse sin apartarse del espíritu la presente invención. De este modo, la ripción más detallada de las modalidades de la nción no se pretende para limitar el alcan nción, como se reclama, pero sólo se prese ósitos de ilustración para describir las caract asgos de la presente invención, y para permiti De acuerdo con una modalidad de la inve riben un método y dispositivo para medir íaco de un paciente. El método y dispositivo se rincipio operativo general de que señales eléc iente alterna utilizadas para producir y detec radio pueden utilizarse para detectar el e emas biológicos dentro del cuerpo. Hablando gene ondas de radio se propagan hacia el cuerpo. U ión de estas ondas se absorbe por el cuerpo. U ión de las ondas no absorbida por el cuerpo se esar cerca de su punto de origen. La diferencia itud de las ondas enviadas en el cuerpo y la ma ondas regresadas cerca de su punto de origen (d la presente como "pérdida de retorno") se úti mar ciertas características de tejido biológ plo, tejidos cardiacos) dentro del cuerpo. itantes de ninguna forma. De hecho, alg eriencia en la técnica apreciará que otras ventaj lizarse, diferentes a aquellas especialmente na presente, al practicar la presente invención.

DISPOSITIVO DE RF Con referencia ahora a las FIGURAS 1 a erdo con una modalidad de la invención, se de positivo 10 para estimar cambios en el gasto ca paciente que comprende un generador de se iof ecuencia ("RF") acoplado con una antena 15, tiene un material 20 dieléctrico dispuesto air superficie exterior de la antena 15. El ma léctrico puede disponerse sobre porciones selecci superficie exterior de la antena 15 o susta ededor de toda la superficie exterior de la anten esada del paciente no se recibe por la antena 1 lidad, el material 20 dieléctrico tiene una éctrica que varía de 5 a 25 y tiene un espesor mm a 20 mm. De manera importante, el diseño de dieléctrico es dependiente de las cterísticas que varían dependiendo del tipo de éctrico utilizado. Es decir, el espesor del ma función de su constante dieléctrica y de este cífico para un material dado. Por consiguiente tación debe leerse en las especificaciones ex rial dieléctrico utilizado aquí.

Con referencia a la FIGURA 2, se il rama de bloque de un dispositivo de RF con el cción digital de acuerdo con una modalidad de la nción. En un aspecto de la invención, la señal ra por un oscilador 25 de voltaje controlad MHz al provocar que el voltaje de sintonizac e aproximadamente cero y 20 voltios. En un aspe nción, la salida del VCO 25 es menor a 4 mW. quier frecuencia operativa adecuada puede utili odalidad de la presente invención, el VCO 25 ope uencia que varía de 0.5 GHz a 2.5 GHz .

En un aspecto de la invención, el dispo ás comprende un analizador 12 de red tal c icado por Analog Devices (AD8302 IC) . El de z de identificar la magnitud y fase de las señal iene un rango dinámico de 60 dB y produce un v itud de 30 mV por dB de pérdida de retorno. La es de 10 mV por grado sobre 180 grados. El di además comprende el microcontrolador (tal como icados por Cygnal) para leer los result izador de red, determinar los valores mínimos ("LPF" ) se utiliza para evitar que la segunda VCO entre al analizador 12 de red (por ejemplo, grado de magnitud y fase AD8302) . En un aspect tiene una frecuencia de "esquina" de -3 dB de 17O aspecto adicional de la invención, el resultado mina a dos acopladores 38 direccionales . Los ac 39 direccionales muestrean la señal de R cciones sin retorno (38) y de retorno (39) . lidad, la señal muestreada es de 20 dB de smitida. En un aspecto adicional, los acoplador ccionales muestran direccionalidad . Es de tivamente insensibles a las señales que viene cción inversa. Los acopladores 38 , 39 dire rvados en la presente tienen direccionalidades d ependiendo de la frecuencia de la señal de RF. L RF transmitida corre hacia la antena 15 donde la Con referencia ahora a la FIGURA 3, se i rama de bloque del dispositivo de RF con cción análoga de acuerdo con una modalidad de la nción. Aunque es similar al sistema de detecció rado en la FIGURA 2, los componentes adici tran para lograr una detección adecuada de loga. Componentes adicionales incluyen un genera ido de dientes de sierra, una señal 37 del act rador y un dispositivo 41 de convertidor de ital/detector de pico/condicionador de señal/ampl Con referencia generalmente a las FIGURA componentes de RF discutidos en la presente se capa 4 de PCB con trazas de 50 ohmios. Los compo tarjeta de RF se protegen y, en algunas modali entación a través de condensadores se utiliza pa las señales de RF "se salgan" de la protección olección de datos.

En una modalidad de la presente inve ositivo además comprende un sensor de conmuta ivar y desactivar el dispositivo 10. El s utación puede activar el dispositivo 10 sólo entra en contacto completo con el cuerpo del p e desactivar el dispositivo 10 cuando no se enc tacto completo con el cuerpo. De manera vent iación de RF errante emitida en el ambiente ci e minimizarse al utilizar el sensor de conmut sor de conmutación puede comprender un s utación activado por tacto y otro sensor de co able que se adapte a una aplicación particular.

El acoplamiento de la señal de RF en el imiza cuando existe una buena correlación de i e el acoplador y el cuerpo. Se cree que lo ltando en un índice de adquisición de seña omuestra por segundo. Como se observa en lo ant leo del sistema es el analizador 12 de red qu ación de la señal de RF regresada con la señal streada y generada por el VCO 25. La frecuencia 25 se encuentra al explorar el margen de f tro de aproximadamente un rango de 1-2 GHz y al frecuencia de la pérdida de retorno máxima. La e y frecuencia en el punto de pérdida de retor onces se digitaliza y se visualiza y/o se almac hivo de datos. Funciones adicionales del di luyeron adquisición de hasta 4 canales anál plo, flujo, impedancia, ECG, otro) del margen cronizar los canales de datos análogos con la ma fase y frecuencia.

De acuerdo con un aspecto de la inven lugar a error de modo común, tal como la int sensor-cuerpo, movimiento relativo del sens idos en el sitio de colocación del sensor, la abs y la reflexión por los órganos internos d erentes al corazón, y por movimientos art erados por ambos factores intrínsecos (por iración) y externos {por ejemplo, presión de imientos de sensor, etc.). El movimiento in ra componentes de señales que son mucho más gr señales relacionadas con el corazón y por lo cial para proporcionar un acondicionamiento de cesamientos de datos que puedan separar la erés. Es decir, las señales que se relaciona men sistólico del corazón necesitan medirse ién se evite los componentes de respi iratorios de la señal medida, tal como la frec tena) y la distancia, y orientación de la a pecto al punto de observación. Cálculos de un enas se han estudiado extensivamente para figuraciones de antenas, tamaños y material uentran disponibles ecuaciones fundamentales oximan a los campos eléctricos y magnéti tnetrías simples de antenas y medios homogé argo, en casos de formas complejas de antenas y ogéneos, los cálculos son muy difíciles, si son lo tanto, mientras el siguiente análisis plificación excesiva del establecimiento porciona entendimientos significativos en el o imiento artificial y ofrece una forma práctica influencia de la interferencia indeseable. En u la presente invención, una antena de bucle ci lea para la cual los componentes de campo el porcionales al 1 / (ßt) y 1 / (ßt)2 y los compon po magnético que son una función de 1 / (ßt)3 d distancia desde el elemento radiante, y (ß es onda, (ß =2??/?) . Por lo tanto, el comportam po eléctrico complejo como una función de la dis ermina por las funciones: 1 / (ßt), y 1 / (ßt)2, a componentes magnéticos) . Si el límite entre ctrico cercano y lejano se define como una dista l r/? 1 / 2Pi, entonces en esa dista tribuciones de cada uno de los términos 1/(ßt)? al (es decir, para r=X / 2Pi, 1 / (pr) * 1 / (pr) po cercano, el término potencia más alta, 1 omina los componentes de campo complejo, mientras este límite, la contribución de este término ignificativa y el campo eléctrico se determin ación familiar: (?-c/f* (1/raíz cuadrada (er) ) , donde c es la vel longitud y f es la frecuencia. La curva (1+2) contribución de suma de los componentes 1 / {ßG)? El análisis anterior sugiere que el cuencia de interés de todas las interacciones ena y la superficie corporal del paciente se tro de la distancia de campo cercano, y por den a dominarse por los términos de más alta pot po completo, mientras el impacto el corazón (que o los tejidos en la distancia de más de 2 cm erficie) se domina por el término 1 / (pr) , el c ho más lento que el término cuadrático. Por con cree que una antena de bucle circular puede espe stre mucho mayor sensibilidad al movimiento i en el momento/absorción en los tejidos y tancias más alejadas de la superficie de l domina por el término 1/r solamente, la sensib dida de retorno puede ser la misma para racciones que contribuyen a la señal de p orno del sensor. Es decir, la contribución reí imiento artificial y superficial de la señ ucirse mayormente. Como tal, al disponer el léctrico sobre la antena, los movimientos artifi ucen mayormente.

En una modalidad de la presente invenció cerámica de 8.5 mm y 5.5 mm de espesor y 8r=15 superficie frontal de la antena 15. Los resultad ebas para monitorear el corazón y la acción res los voluntarios humanos en presencia y aus imiento interfacial se muestran en la FIGURA 5. tajosa, la señal de salida de la antena 15 que erial 20 dieléctrico se atenuó en comparación con Para las frecuencias utilizadas en la p positivo 10 (por ejemplo, 1000 MHz a 2000 MHz) , acionada con el movimiento artificial origina po cercano de la antena 15 (es decir, en la int re la antena y el cuerpo) . En esta región, la campo eléctrico complejo se domina por la f bio rápido 1/r2, mientras en el campo leja eracciones resultan en una relación más lenta 1 material 20 dieléctrico en la superficie de la voca acortar la longitud de onda en la región d un factor de l/{raíz cuadra (zr) ) . De este ección adecuada del material 20 dieléctrico y su pesor) permite cerrar la región de campo almente en el material dieléctrico/ resultan ucción significativa de la sensibilidad del disp imiento interfacial como se observa en lo anterio espesor específico, es importante observar que material 20 dieléctrico puede variar de acuer o de material dieléctrico utilizado.

En una modalidad adicional de la ención, modificaciones adicionales a la ante ieron para minimizar el movimiento artificial. C cutido en la presente, la antena 15 es muy se imiento tangencial (lateral) , así como al mal de la antena 15 con referencia a la superfi l. La sensibilidad incluye cambios en la puerta re una superficie del cuerpo. Estos factores to el acoplamiento del sensor inicial al cuerpo ga de CD, dB) , y al menor grado, un componente d al .

Como se observa en lo anterior y de acuer alidad de la presente invención, un sensor de p icador y se utilizan de la misma forma. El so grama en el analizador 12 de red para mostrar ual la deformación en cada medidor y evitan la m diferencia en la deformación excede un umbral luz indicadora se dispone en el dispositivo 1 el usuario conozca cuándo la deformación es igu S medidores que indican que el aplicador se era uniforme.

Una señal de estabilización basada en el rza ejemplar se muestra en la FIGURA 6. En uierda de la gráfica, el aplicador de sensor se tra el pecho y la variación en la señal de stra. Hacia el centro de la gráfica/ el movim icador se vuelve mínimo y el sensor se o derecho de la gráfica, el movimiento d vamente se presenta y como tal, los datos CESAMIENTO DE SEÑALES Y MÉTODO NO INVASIVO PARA TO CARDÍACO De acuerdo con una modalidad de la ención y como se describe en mayor detalle a a solicitud, un método para estimar ciertos pará to cardíaco de una persona se describe, liamente, el método comprende colocar un dispos como aquel descrito en las secciones precedente icitud, sobre la posición media del estern sona. El dispositivo 10 comprende un generad ales de RF acoplado con una antena 15, la anten material 20 dieléctrico dispuesto sobre el exter antena 15. El método además comprende propagar u al que tiene una frecuencia predeterminada azón de la persona y recibir y medir una porc mera señal regresada del corazón de la perso positivo 10. La magnitud de la señal adicional i el corazón de la persona entonces se compa nitud de la señal adicional regresada del cora sona y una pérdida de retorno de la señal adi cula. El método además comprende comparar la p orno de la primera señal con la pérdida de reto al adicional y repetir ciertas etapas antes ntras varíe por incrementos la frecuencia de a etapa repetitiva. El método también comprende valor de pérdida de retorno máximo de la pagadas hacia el corazón de la persona sobre el cuencia utilizado. Como se observa en lo anteri alidad, la frecuencia de la señal se barre ent O MHz en un esfuerzo por determinar la pérdida ima para un paciente particular en una ticular . iológica de la señal del dispositivo de RF, un a mpo-dominio de la señal de RF se registró erónica con un ECG de 3 indicaciones (RA-LA paración de ese análisis se explica con mayor siguiente y se ilustra en las figuras anexas, eralmente, el ciclo cardíaco consiste de dos ncipales, sistólico, durante el cual en los vent trae, y bajo alta presión, expulsa la sangre eria pulmonar y hacia la aorta, y diastólico, l el corazón se encuentra en su estado de presi ventrículos se llenan con sangre. Al com tólico, el corazón se extiende de manera máxima, comienzo del diastólico, la extensión del m azón es mínima. El sistólico comienza con la o 1 se sigue inmediatamente por la contrac trículo izquierdo, y finaliza después de la onda carga. Por lo tanto, el dispositivo actúa icador sensible de los eventos fisiológicos que orno venoso.

Inmediatamente después de la onda R, amba tres cúspides y pulmonar se cierran, y la c tricular inicial resulta en una acumulación d raventricular isovolumétrica. Con referencia gen a FIGURA 7, basándose en la comparación de l sión ventricular izquierda y el tiempo de on ponentes de una señal de RF registrad ntificarse que corresponde con la contracción me azón y de este modo proporciona información sob el gasto cardíaco. En un aspecto de la inve lisis comienza con la onda R, la cual i tracción de los ventrículos. Con la contrac rto retardo relacionado con la propagación de ia la aorta, inicialmente de manera rápida, tamente cuando la presión aórtica se eleva haci tólico Final, que resulta en una forma baja ante este periodo, el ventrículo izquierdo a imo volumen (punto máximo en la curva de RS) , y andirse. También durante este periodo, la RS ?t??. Es decir, la pared del corazón ha alc esor máximo. Cuando el LVP disminuye, la válvu cierra. El ventrículo izquierdo continúa relaja as válvulas cerradas (relajación isovolumétr ulta en espesor reducido de la pared ventricula rece en el RS en una sección con una nificativamente reducida. Cuando la presión v por debajo del nivel de la presión auricular, ral se abre, iniciando el periodo de llenado ed ventricular continúa adelgazándose conforme vamente. Las relaciones de apertura/cierre de sión similar también son verdaderas para la echa, el ventrículo derecho que cierra y abre monar durante el sistólico.

Basándose en esta relación entre los os mostrados en la FIGURA 7, se cree qu linación positiva indica una pérdida de r remento (menos retorno de la señal de RF) , (ii) sección que corresponde con la relajación isov ya sea más (1ra traza) o menos (última traza) pr forme se induce el llenado del corazón por l rator cica durante el ciclo de respiración, linación negativa de la curva de pérdida de reto pérdida de retorno en disminución, (iv) la sec za de Señal Registrada que corresponde con el nado es plana debido a la "tracción" auricular, De acuerdo con una modalidad de la ención, el dispositivo descrito en detalle en l liza la interacción de energía electromagn idos biológicos. El dispositivo de RF ut eracción de la energía electromagnética co lógicos. Hablando generalmente, los tejidos bio acterizan por su conductividad y constante dielé e que la permeabilidad magnética (µ) de tejidos quella de un espacio libre, y de este modo se a . Estas propiedades son una función de la fre o de tejido. La FCC ha compilado una base de as propiedades en http://www.fcc.gov/fcc-bin/di a base de datos se utilizó de manera extensiva estigación y desarrollo del dispositivo de RF d presente .

La interacción de la energía electr el material. Alfa tiene las unidades de Nepe a dieléctricas con pérdidas, la constante de p de escribirse como de omega es la frecuencia radiante, µ es la per espacio libre, épsilon es la permisividad del ma es la conductividad del material (Siemens/me edancia intrínseca de un dieléctrico con pé porciona por: energía EM se atenúa por las dieléctricas con regresan en límites de impedancia. Una ecuación ación de línea de transmisión que describe la ta por una onda EM conforme pasa a través de mat edancia diferente. De este modo, la impedancia q serie de capas de material es : regresa de la interconexión de la sangre/músculo Z0)/(Zi+Z0) donde Zi y Z0 son las im lejas de la carga (sangre) y línea (músculo) . , p= (-0.0247, ??.022) y aproximadamente 2.5 gía se refleja en la interconexión de müscul ién existe un cambio en la fase de la onda rida en la onda entrante de 0.022 radiane siciones de fondo permiten la construcción de mo iejos donde existen múltiples capas que incluyen que representan diferentes capas de tejido, ta d del corazón, el ventrículo del corazón, etc.

De los procedimientos posibles para ex lamiento de energía EM de RF en el cuerpo, uten en lo siguiente. Primero, el cuerpo es entada en una línea de transmisión med positivo de acoplamiento de antena", o segundo, frecuencia entre 1 y 2 GHz, utilizar una configu 2-D simplificada.

El modelo se basa en la interacción de tromagnética plana con los tejidos corporales capas y no se ha diseñado para proporcionar in ictiva, sino para ayudar a entender el comportam iciente de reflexión como una función de los c espesor del músculo, sangre y el aire y de ar a seleccionar la frecuencia de la forma de ción y caracterizar la señal del sensor regist función del corazón latiente. Se cree que el mod aluar los mecanismos responsables de la modulac l de pérdida de retorno como una función de ricular y el movimiento de la pared ven larmente, la introducción de una cavidad de aire eumotorax, puede crear un cambio de impedancia o, el músculo del corazón, la sangre y lo ndose en un modelo de parámetros reunidos de una nsmisión, la impedancia eléctrica compleja se cal a capa, y un cambio de impedancia (reflexión) se cada interconexión entre capas . De acuerdo elo, cada capa, que corresponde con un tejido a una carga para la onda EM que viaja a través precede inmediatamente del tejido, y se comp culos de manera iterativa para todas las capas de re un rango de frecuencia y dimensiones .

El coeficiente de reflexión en una nsmisión terminada con pérdidas se proporciona po de Zi es la impedancia compleja de la carga, y edancia de entrada compleja "que examina" la l plo, para la primera capa, Zx es la i e ß - es el parámetro de constante de fase que r parte con pérdidas (imaginaria) de la cons agación compleja, ? = a + jß y es la con uación. La impedancia intrínseca se calcula a fórmula : Zx=SQRT (µ/eGe0) * [1/SQRT (1- jG/cocrc0) ) ] La FIGURA 9 es una ilustración de un b te de frecuencia y el punto de trabajo resu rdo con una modalidad de la presente invención.

ESTUDIOS EN ANIMALES Durante el transcurso de ciertas rnodal rrollo de la presente invención, pruebas en an ó a cabo para establecer una correlación me e las pruebas de señal de sensor medidas y de ólico/gasto cardíaco que son imposibles, o en el 100 ml/min, hasta aproximadamente treinta y to del volumen de sangre estimado del anim rado terminal. Las siguientes variables experime istraron continuamente en una computadora pers utilizando la configuración de ECG estánd icaciones, (ii) respiración, (iii) salida del s lada, (iv) salida del sensor, CD acoplada, (v) instantáneo, (vi) flujo de PA, promedio, uencia (es decir, la frecuencia de pérdida d ima optimizada) .

Para separar las variaciones de lí cionadas con la respiración, segmentos selecci datos se filtran digitalmente . En un aspec nción, la señal de salida de sensor cont onentes: una respiración aditiva y la línea base movimiento en la respiración y las frecue ctro de potencia de la señal en dos espectros contienen los componentes de frecuencia relacio respiración y (por separado) relacionados con corazón de la señal original, (iv) recrear la s relacionadas con el corazón y relacionada iración utilizando la función inversa de FF ematizar las amplitudes pico de la señal d ra las amplitudes pico correspondientes del fluj olumen sangrado/reinfundido .

En un aspecto de la invención, el ancho de uencia utilizado para el análisis es de 3 Hz (aj frecuencia de separación del índice de respirac Hz, o 25% del ancho de banda de frecuencia. Es ltó en señales de promedio que mostraron una m iplicativa (en amplitud) por respiración. Es tal se implemento en MatLab y los cálculos se r ble, los límites se ajustan de manera dinámica ión del corazón y las frecuencias de respiración La FIGURA 10 muestra una implementación d s descrito utilizando el software de procesa s de MatLab para un segmento de datos sele cíficamente, la FIGURA 10 muestra un esquema de magnitud del sensor contra el volumen sistóli ria pulmonar a partir del experimento SW3 de ac modalidad de la presente invención.

La FIGURA 11 proporciona un resumen de rimento de sangre en el experimento SW3. elación entre la señal del dispositivo de RF el volumen sangrado prácticamente es la misma qu l del volumen sistólico de la arteria pulmonar, el dispositivo de RF puede ser una herram nóstico no invasiva simple de utilizar para la volumen sistólico derivado de las medidas de lla de la señal de sensor de RF.

La descripción detallada anterior des nción con referencia a modalidades e cificas. Sin embargo, se apreciará que ficaciones y cambios pueden hacerse sin apar nee de la presente invención como se establec indicaciones anexas. La descripción detallad ijos anexos se interpretarán solamente como ilus lugar de restrictivos, y todas las modifica ios, si los hubiera, se pretenden para caer d nee de la presente invención como se descr blece en la presente.

Más específicamente, mientras mo plares ilustrativas de la invención se han descr enté, la presente invención no se limita nte la prosecución de la solicitud, cuyos ej rpretarán como no exclusivos. Por ejemplo, en la ripción, el término "de preferencia" no es e se pretende significar e preferencia, aun ta a" . Cualesquier etapas narradas en cualquier indicaciones de proceso pueden ejecutarse en n y no se limita al orden presentado indicaciones. Las limitaciones de medio más a más función sólo se emplearán donde para una I reivindicación específica, todas las s iciones se presentan en esa limitación: a) " " o "etapa para" se narra expresamente; y b) un espondiente se narra expresamente. La es rial o actos que soportan la función más medio esamente en la descripción en la prese iguiente, el alcance de la invención debe dét

Claims (1)

1. INDICACIONES 1. Un método para medir parámetros cardiop na persona, que comprende: (a) colocar un dispositivo sobre el ce o de la persona en la posición media del est ositivo comprende un generador de señales aco antena, la antena tiene un material dieléctrico dedor del exterior de la antena; (b) propagar una primera señal que t uencia predeterminada hacia el corazón de la per (c) recibir y medir una porción de un l regresada del corazón de la persona con el dis (d) comparar la magnitud de la prime agada hacia el corazón de la persona con la ma porción de la primera señal regresada del coraz ona y calcular una pérdida de retorno de la seña señal adicional regresada del corazón de la cular una pérdida de retorno de la señal adiciona (h) comparar la pérdida de retorno de las (i) repetir las etapas (e) a (h) alidad de señales mientras varía por incre uencia de las señales adicionales sobre un uencia predeterminado; y (j) determinar un valor de pérdida de ima de las señales propagadas hacia el coraz sona sobre el rango de frecuencia predeterminado; (k) identificar la frecuencia de la ida de retorno máxima. 2. El método de la reivindicación 1, en l comprende una señal de radiofrecuencia. 3. El método de la reivindicación 1, en rial dieléctrico se selecciona del grupo que co l cambio en impedancia de los tejidos dentro del ersona. 7. El método de la reivindicación 5, q rende determinar el tiempo de un QRS complejo de ndose en un cambio en la magnitud de la pé rno máxima . 8. El método de la reivindicación 5, q rende determinar el tiempo de un QRS complejo de ndose en el cambio en frecuencia de la pérdida d ma. 9. El método de la reivindicación 1, en ión del corazón comprende un ventrículo der zón. 10. Un sistema para medir los ? iopulmonares del corazón de una persona, que com un dispositivo que comprende un alojami sona y la magnitud de la señal reflejada del co esador además se adapta para determinar una frec l que tiene un valor de pérdida de retorno máxi las diferencias entre la magnitud de la señal ia el corazón de la persona y la magnitud de esada del corazón de la persona; y el procesador se adapta además para e io en la impedancia del tejido de un tórax bas diferencias entre la magnitud de la señal prop dispositivo y la magnitud de la señal regresa ión del corazón. 11. El sistema de la reivindicación 10, en esador se adapta además para calcular el gasto la persona; y además comprende una pantalla e el dispositivo de bolsillo adaptada para visua les medidas y que puede calibrarse para visu bir una porción de la señal propagada hacia l corazón. 14. El sistema de la reivindicación 10, en rial dieléctrico se selecciona del grupo que co rnica, vidrio, líquidos, geles y materiales polim 15. El sistema de la reivindicación 12, en esador además se adapta para estimar el volumen corazón basándose en un cambio en la imped do del tórax. 16. El sistema de la reivindicación 15, en esador se adapta para estimar el tiempo de lejo del corazón basándose en el cambio en la i tejido del tórax. 17. El sistema de la reivindicación 15, en esador se adapta además para estimar el tiempo le o del corazón basándose en el cambio de la f rial dieléctrico tiene un espesor predetermina Stante dieléctrica predeterminada de m tancialmente todo un componente de campo cerca l propagada hacia el corazón de la persona se ro del material dieléctrico. 20. Un método para medir el gasto cardía ona, que comprende: (a) colocar un dispositivo de bolsillo ona, el dispositivo comprende un generador de s iofrecuencia acoplado con una antena; (b) propagar una pluralidad de señales ión del corazón de la persona sobre un uencia predeterminado; (c) recibir y medir una porción de la esadas del corazón de la persona con el disposit (d) comparar la magnitud de las señales p o de frecuencia predeterminado comprende de 10 22. El método de la reivindicación 20, en o de frecuencia predeterminado comprende de 50 23. Un método para medir el gasto cardía ona, que comprende: (a) colocar un dispositivo de bolsillo ona, el dispositivo comprende un generador de s ofrecuencia acoplado con una antena; (b) propagar una pluralidad de señales q magnitud constante hacia una porción del cora ona donde cada señal de la pluralidad de seña frecuencia diferente; (c) recibir y medir una porción de la plur les regresadas del corazón de la persona 25. El método de la reivindicación 24, en ctor de bolsillo además comprende un detector igurado para producir un valor de pérdida d ma que corresponde con la magnitud pico de la p eñales regresadas del corazón de la persona. 26. El método de la reivindicación 23, q rende optimizar los parámetros cardiopulmonare ropagar una señal adicional en la frecuencia de pérdida de retorno máxima durante un periodo eterminado . 27. El método de la reivindicación 23, q rende repetir las etapas de (b) a (e) y pro l adicional en la frecuencia de la señal de p rno máxima durante el periodo de tiempo predeter 28. El método de la reivindicación 23, q rende estimar la impedancia de los tej idos d