MXPA06010304A - Metodo y aparato para deteccion optica de pulsacion mezclada de sangre venosa y arterial en tejido. - Google Patents

Abstract

Un metodo y dispositivo para detectar la presencia de pulsacion mezclada de sangre venosa y arterial en el tejido, que incluye recibir primera y segunda senales de radiacion electromagnetica de una porcion de tejido perfusionado de sangre que comprende longitudes de onda infrarroja y roja de luz, obtener una medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda senales de radiacion electromagnetica, comparar la medida con un valor de umbral para formar una comparacion, y detectar la presencia o ausencia de pulsacion venosa utilizando la comparacion.

Description

MÉTODO Y APARATO PARA DETECCIÓN ÓPTICA DE PULSACIÓN MEZCLADA DE SANGRE VENOSA Y ARTERIAL EN TEJIDO CAMPO DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere en general a oximetría de pulso, y en particular al procesamiento de señales generadas por un oxímetro de pulso.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN Un oxímetro de pulso típicamente se utiliza para medir varias características de la sangre que incluyen la saturación de oxígeno de la sangre de hemoglobina en la sangre arterial y la proporción de pulsaciones del paciente. La medición de estas características se ha logrado mediante el uso de un sensor no invasivo gue pasa la luz a través de una porción de un tejido perfusionado de sangre de un paciente y detecta fotoeléctricamente la absorción y dispersión de la luz en el tejido. La cantidad de luz absorbida y dispersada entonces se utiliza para estimar la cantidad de constituyente de la sangre en el tejido utilizando varios algoritmos conocidos en la técnica. El "pulso" en la oximetría de pulso viene de la cantidad de variación de tiempo de la sangre arterial en el tejido durante un ciclo cardiaco. La señal procesada de la medición óptica detectada es la forma de onda pletismográfica familiar, la cual corresponde con la atenuación cíclica de la energía óptica a través de una porción del tejido perfusíonado de sangre de un paciente. Varios factores fisiológicos y/o externos se pueden impactar adversamente la precisión y/o fiabilidad de los parámetros fisiológicos que se estiman por un oxímetro de pulso. Estos factores indeseables algunas veces se refieren como objetos. La pulsación venosa es un objeto no deseado en la oximetría del pulso, y puede ser provocado por la condición médica de un paciente. Por lo tanto, es deseable que se diseñe un sistema de oximetría de pulso, el cual detecte y/o notifique efectiva y precisamente a un médico sobre la presencia de la pulsación venosa.

SUMARIO DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona una oxímetro de pulso que tiene la capacidad de detectar la presencia de pulsación de sangre venosa, o la presencia de pulsación mezclada de sangre venosa y arterial en tejido. En una modalidad, la presente invención proporciona un método para detectar la presencia de pulsación mezclada de sangre venosa y arterial en tejido.

El método incluye recibir primera y segunda señales de radiación electromagnética de una porción de tejido perfusionado de sangre que corresponde a las longitudes de onda infrarroja y roja de la luz; obtener una medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética; comparar la medida con un valor de umbral para formar una comparación; y detectar la presencia o ausencia de pulsación venosa utilizando la comparación. En un aspecto, la medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética es una medida de una diferencia de fase persistente entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética. En otro aspecto, la medida de una diferencia de fase es una medida de la abertura de una elipse en un esguema de Lissajous formado al comparar la primera señal de radiación electromagnética con la segunda señal de radiación electromagnética. En otra modalidad, la presente invención proporciona un dispositivo para detectar la presencia de pulsación mezclada de sangre venosa y arterial en tejido. El dispositivo incluye un módulo para recibir primera y segunda señales de radiación electromagnética de una porción de tej ido perfusionado de sangre que corresponde a las longitudes de onda infrarrojas y rojas de la luz; un módulo para obtener una medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética; un módulo para comparar la medida con un valor de umbral para formar una comparación; y un módulo para detectar la presencia o ausencia de pulsación venosa utilizando la comparación. Para un entendimiento completo de la naturaleza y ventajas de las modalidades de la presente invención, debe hacerse referencia a la descripción detallada siguiente tomada junto con los dibujos anexos.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS La Figura 1 es un diagrama de bloque de un oxímetro ejemplar. La Figura 2 es un diagrama de bloque de la arquitectura de procesamiento de señal de un oxímetro de pulso de acuerdo con una modalidad de la presente invención. Las Figuras 3A-B son esguemas ejemplares x-y, o de Lissajous, de formas de onda de pulso IR y Roja acopladas por CA esquematizadas entre sí, que muestran en fase (Figura 3A) y fuera de fase (Figura 3B) las formas de onda de pulso IR y Roja. La Figura 4 es un esquema del % de Sp02 contra el Tiempo (hr . :min. : sec. ) que muestra períodos de pulsación venosa durante la normoxia en la posición de Trendelenburg (es decir, una posición supina en la mesa de operaciones, la cual se inclina a varios ángulos de manera que la pelvis está más arriba de la cabeza; utilizada durante y después de las operaciones en la pelvis o para traumatismo) .

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN Los métodos y sistemas de acuerdo con las modalidades de la presente invención se dirigen hacia detectar la presencia o ausencia de pulsación venosa o mezclada venosa y arterial en un tejido perfusionado de sangre. La invención se puede aplicar particularmente a y se explicará por referencia a las medidas de saturación de oxígeno de hemoglobina en la sangre arterial y la proporción de pulsaciones o frecuencia cardiaca, o en monitores de oxímetro de pulso y sensores de oximetría de pulso . Un oxímetro de pulso típico mide dos parámetros fisiológicos, el porcentaje de la saturación de oxígeno de hemoglobina de la sangre arterial (Sp02 o sat) y la proporción de pulsaciones. La saturación de oxígeno puede estimarse utilizando varias técnicas. En una técnica común, la fotocorriente generada por el fotodetector se condiciona y procesa para determinar la relación de relaciones de modulación (relaciones de relaciones) de la señales roja a infrarroja (IR) . Esta relación de modulación se ha observado que se correlaciona bien con la saturación de oxígeno arterial . Los oxímetros de pulso y los sensores pueden calibrarse empíricamente al medir la relación de modulación sobre un margen de saturaciones de oxígeno arterial medidas in vivo (Sa02) o un grupo de pacientes voluntarios saludables o animales . La correlación observada se utiliza en una forma inversa para estimar la saturación de oxigeno en la sangre (Sp02) basándose en el valor medido de las relaciones de modulación de un paciente. La estimación de la saturación de oxígeno utilizando relaciones de modulación se describe en la Patente Norteamericana No. 5,853,364, titulada "MÉTODO Y APARATO PARA ESTIMAR PARÁMETROS FISIOLÓGICOS UTILIZANDO FILTRACIÓN ADAPTABLE BASADA EN MODELOS" expedida el 29 de diciembre de 1998, y la Patente Norteamericana No. 4,911,167, titulada "MÉTODO Y APARATO PARA DETECTAR PULSOS ÓPTICOS", expedida el 27 de marzo de 1990, donde ambas se incorporan en la presente para referencia en su totalidad para todos los propósitos . La relación entre la saturación de oxígeno y la relación de modulación se describen, por ejemplo, en la Patente Norteamericana No. 5,645,059, titulada "SENSOR MÉDICO CON ESQUEMA DE CODIFICACIÓN MODULADA" , expedida el 8 de julio de 1997, la cual se incorpora en la presente para referencia en su totalidad para todos los propósitos. La mayoría de los oxímetros de pulso extraen la señal pletismográfica gue tiene la primera saturación determinada o proporción de pulsaciones, de las cuales ambas son susceptibles a interferencia. La Figura 1 es un diagrama de bloque de una modalidad de un oxímetro de pulso que puede configurarse para implementar las modalidades de la presente invención. Las modalidades de la presente invención pueden implementarse como un algoritmo de procesamiento de datos que se ejecuta por el microprocesador 122, descrito en lo siguiente. La luz de la fuente 110 de luz pasa hacia un tejido 112 perfusionado de sangre, y se dispersa y detecta por el fotodetector 114. Un sensor 100 gue contiene la fuente de luz y el fotodetector también puede contener un codificador 116 gue proporciona señales indicativas de la longitud de onda de la fuente 110 de luz para permitir al oxímetro seleccionar coeficientes de calibración apropiados para calcular la saturación de oxígeno. El codificador 116 por ejemplo, puede ser una resistencia. El sensor 100 se conecta a un oxímetro 120 de pulso. El oxímetro incluye un microprocesador 122, conectado a un bus 124 interno. También conectada al bus se encuentra una memoria 126 RAM y un monitor 128. Una unidad 130 de procesamiento de tiempos (TPU) proporciona señales de control de tiempo a la circuitería 132 de excitación de luz que se controla cuando se ilumina la fuente 110 de luz, y sí se utilizan múltiples fuentes de luz, el tiempo multiplexado para las diferentes fuentes de luz. La TPU 130 también controla la activación periódica de las señales del fotodetector 114 a través de un amplificador 133 y un circuito 134 de conmutación. Estas señales se muestrean en el tiempo adecuado, dependiendo de cual de las múltiples fuentes de luz se ilumina, si se utilizan múltiples fuentes de luz. La señal recibida se pasa a través de un amplificador 136, un filtro 138 de paso bajo, y un convertidor 140 de análogo a digital. Los datos digitales entonces se almacenan en un módulo 142 de serie en cola (QSM) , para la descarga posterior a la RAM 126 conforme se llena QSM 142. En una modalidad, pueden existir múltiples trayectorias paralelas del amplificador separado, el filtro y los convertidores A/D para múltiples longitudes de onda de luz o espectros recibidos. Basándose en el valor de la señal recibida que corresponde a la luz recibida por el fotodetector 114, el microprocesador 122 calculará la saturación de oxígeno utilizando varios algoritmos. Estos algoritmos requieren coeficientes, que pueden determinarse empíricamente, que corresponden por ejemplo a las longitudes de onda de la luz utilizada. Éstas se almacenan en una ROM 146. En un sistema de dos longitudes de onda, el conjunto particular de coeficientes seleccionados para cualquier par de espectros de longitud de onda se determina por el valor indicado por el codificador 116 gue corresponde a una fuente de luz particular en un sensor 100 particular. En una modalidad, múltiples valores de resistencia pueden asignarse para seleccionar diferentes conjuntos de coeficientes. En otra modalidad, las mismas resistencias se utilizan para seleccionar de entre los coeficientes apropiados para una fuente infrarroja arreglada en pares con ya sea una fuente roja cercana o una fuente roja alejada. La selección entre si se elegirá el conjunto rojo cercano o rojo alejado puede seleccionarse con una entrada de control de las entradas 154 de control. Las entradas 154 de control por ejemplo, pueden ser un conmutador en el oxímetro de pulso, un teclado, o un puerto gue proporciona instrucciones desde una computadora principal remota. Además, cualguier número de métodos o algoritmos puede utilizarse para determinar una proporción de pulsaciones de un paciente, la saturación de oxígeno o cualguier parámetro fisiológico deseado. La breve descripción de un oxímetro de pulso ejemplar establecido en lo anterior, sirve como una base para describir los métodos para detectar la presencia de pulsación venosa, que se describen en lo siguiente. Las modalidades de la presente invención, las cuales se utilizan para detectar y/o indicar la presencia de pulsación venosa o pulsación mezclada venosa y arterial como se describe en lo siguiente junto con el diagrama de blogue de la Figura 2. Las modalidades de la presente invención pueden implementarse como una parte de un sistema de procesamiento de señales más grande utilizado para procesar señales ópticas para el propósito de operar un oxímetro de pulso. Tal sistema de procesamiento de señales se muestra en la Figura 2, el cual es un diagrama 200 de blogue de una arguitectura de procesamiento de señales de un oxímetro de pulso de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La arquitectura 200 de procesamiento de señales de acuerdo con las modalidades de la presente invención puede implementarse como un algoritmo de software que se ejecuta por un procesador de un oxímetro de pulso. Además de calcular la saturación de oxígeno y la saturación de pulsaciones, el sistema 200 mide varias métricas de señal gue se utilizan para determinar los coeficientes de ponderación de filtración. Las métricas de señales son cosas que indican si un pulso es probablemente un pletismógrafo o ruido. Las métricas de señales pueden relacionarse por ejemplo, con la frecuencia (si está en el margen de una frecuencia cardiaca humana) , forma (es de forma similar a un pulso cardiaco) , tiempo de elevación, etc. El sistema mostrado en la Figura 2 calcula la saturación de oxígeno, y la proporción de pulsaciones. El sistema 200 también se utiliza para detectar pulsación venosa y condiciones de sensor fuera y pérdida de pulsación, gue se describen separadamente en lo siguiente. I. Cálculo de Saturación de Oxígeno El blogue 202 representa la operación del bloque de Acondicionamiento de Señal. Las señales roja e IR digitalizadas o formas de onda se reciben y se condicionan en este bloque al: (1) tomar el primer derivado para librarse de un desplazamiento de línea base, (2) filtración de paso bajo con coeficientes fijos, (3) dividir por un valor de CD para preservar la relación. La función del subsistema de Acondicionamiento de Señal es enfatizar las frecuencias más altas que ocurren en el pletismógrafo humano y para atenuar frecuencias bajas en las cuales normalmente se concentra el objeto de movimiento. El subsistema de Acondicionamiento de Señal selecciona sus coeficientes de filtración (banda ancha o estrecha) basándose en características de hardware identificadas durante la inicialización. Las entradas en el bloque 202 digital son señales digitalizadas roja e IR, y sus salidas son señales roja e IR preprocesadas . El bloque 204 representa la operación del bloque de Identificación y Calificación de Pulso. Las señales roja e IR digitalizadas filtradas con paso bajo se proporcionan a este bloque para identificar pulsos, y calificarlos como pulsos probables arteriales. Esto se hace utilizando una red neural preentrenada, y principalmente se hace en la señal IR. El pulso se identifica al examinar su amplitud, forma y frecuencia. Una entrada en este bloque es el período de pulso promedio del bloque 208. Esta función cambia la calificación de manera directa utilizando la proporción de pulsaciones. La salida del bloque 204 indica el grado de arritmia y calidad de pulso individual. Las entradas en el bloque 204 son: (1) señales roja e IR preprocesadas, (2) Período de pulso promedio, y (3) formas de onda de paso bajo del filtro de paso bajo. Las salidas del bloque 204 incluyen: (1) grado de arritmia, (2) variaciones de amplitud de pulso, (3) calidad de pulso individual, (4) notificación de sonido de pulso, y (5) períodos de pulso calificados y la edad. El bloque 206 se utiliza para calcular las métricas de calidad de señal. Este bloque (bloque 206) determina la forma del pulso (por ejemplo, oblicuidad derivada) , variabilidad de período, amplitud y variabilidad del pulso, variabilidad de Relación de Relaciones, y contenido de frecuencia con relación a la proporción de pulsaciones. Las entradas en el bloque 206 incluyen: (1) señales digitalizadas rojas e IR en bruto, (2) grado de arritmia, calidad de pulso individual, variación de amplitud de pulso, (3) señales roja e IR preprocesadas, y (4) períodos de pulso promedio. Las salidas del bloque 206 incluyen: (1) ponderaciones de filtro de paso bajo y de promediación de conjuntos, (2) métricas para el detector de sensor fuera, (3) formas de onda preprocesadas normalizadas, y (4) porcentaje de modulación. El bloque 208 calcula los períodos de pulso promedio. Este bloque (bloque 208) calcula el período de pulso promedio de los pulsos recibidos. Las entradas en el bloque 208 incluyen: períodos de pulso calificados y edad. Una salida del bloque 208 incluye el período de pulso promedio . El bloque 210 representa el funcionamiento del filtro de paso bajo y el subsistema de promediación de conjuntos. El bloque 210 filtra con paso bajo y promedia por conjuntos las formas de onda normalizadas y preprocesadas procesadas por el bloque 206. Las ponderaciones para el filtro de paso bajo se determinan por el bloque 206 de Métricas de Señal. La señal también se promedia por conjuntos (es decir, las frecuencias diferentes a aquellas de interés cerca de la proporción de pulsaciones y su armónica se atenúan) , con las ponderaciones del filtro de promediación de conjuntos también determinadas por el bloque 206 de Métricas de Señal . Menos ponderación se asigna si la señal se etiqueta como degradada. Más ponderación se asigna si la señal se etiqueta como arrítmica debido a que la promediación de conjuntos no es apropiada durante la arritmia. Las formas de onda roja e IR se procesan separadamente, pero con las mismas ponderaciones de filtración. La filtración se retarda, (por ejemplo, aproximadamente un segundo) para permitir que las métricas de señal se calculen primero. Los filtros utilizan promediaciones continuamente variables. Si las muestras no van a promediarse por conjuntos, entonces la ponderación de las muestras filtradas previas se establece en cero en el promedio ponderado, y las nuevas muestras se procesan aún a través del algoritmo de procesamiento de señales . Este bloque rastrea la edad de la señal y/o la cantidad acumulada de filtración (por ejemplo, la suma de los tiempos de respuesta y los retardos en el procesamiento) . Se etiquetará un resultado demasiado viejo, sí buenos pulsos no se han detectado por el momento . Las entradas en el bloque 210 incluyen: (1) señales roja e IR preprocesadas normalizadas, (2) período de pulso promedio, (3) ponderaciones de filtro de paso bajo y ponderaciones de filtro de promediación de conjuntos, (4) activadores de ECG, sí están disponibles, y (5) IR fundamental, para los activadores de cruce de ceros. Las salidas del bloque 210 incluyen: (1) señales roja e IR filtradas, y (2) edad. El bloque 212 representa operaciones que estiman la variación de relación de relaciones para las formas de onda filtradas y calculan las ponderaciones promedio. La ponderación variable para el filtro se controla por la variación de relación de relaciones . El efecto de esta filtración de ponderación variable es que la relación de relaciones cambia lentamente conforme incrementa el objeto y cambia rápidamente conforme disminuye el objeto. El subsistema tiene dos modos de respuesta, que incluyen modo rápido y normal. Por ejemplo, la filtración en el modo rápido destina una métrica de edad de 3 segundos, y la edad objetivo puede ser de 5 segundos en el modo normal. En el modo rápido, la ponderación mínima del valor actual se fija en un nivel mayor. En otras palabras, una ponderación baja se asigna al cálculo más nuevo de relación de relaciones si no existe ruido presente, y una ponderación elevada si no está presente ruido. Las entradas al blogue 212 incluyen: (1) señales roja e IR filtradas y edad, (2) coeficientes de calibración, y (3) modo de respuesta (por ejemplo, ajustes de velocidad del usuario) . Las salidas del bloque 212 incluyen una ponderación promedio para el cálculo de relación de relaciones. La ponderación promedio se utiliza como una entrada en el bloque 214 junto con las formas de onda IR y Roja filtradas para calcular la relación de relaciones promediada y la edad. El bloque 216 representa operaciones que calculan la saturación del oxígeno. La saturación se calcula utilizando un algoritmo con los coeficientes de calibración y la relación de relaciones promediada. Las entradas en el bloque 116 incluyen: (1) relación de relaciones promediada, y (2) coeficientes de calibración. Una salida del bloque 216 es el valor de saturación de oxígeno. II . Cálculo de Proporción de Pulsaciones El blogue 218 filtra con paso bajo y promedia por conjuntos la señal o señales condicionadas por el bloque 202, para la identificación de proporción de pulsaciones. Las ponderaciones para el filtro de paso bajo se determinan por el bloque 206 de Métricas de Señal. La señal también se promedia por conjuntos (esto atenúa las frecuencias diferentes a aquellas de interés cerca de la proporción de pulsaciones y su armónica) , con las ponderaciones de filtro de promediación de conjuntos también determinadas por el bloque 206 de Métricas de Señal. Menos ponderación se asigna si la señal se etiqueta como degradada. Más ponderación se asigna si la señal se etiqueta como arrítmica debido a que la promediación de conjuntos no es apropiada durante la arritmia. Roja e IR se procesan separadamente, pero con las mismas ponderaciones de filtración. La filtración se retarda (por ejemplo, aproximadamente un segundo) para permitir que las métricas de señal se calculen primero.

Los filtros son ponderaciones continuamente variables. Si las muestras no van a promediarse por conjuntos, entonces la ponderación para las muestras filtradas previas se establece en cero en el promedio ponderado, y las nuevas muestras aún se procesan a través del algoritmo de procesamiento de señales. Este bloque (bloque 218) rastrea la edad de la señal y/o la cantidad acumulada de filtración (la suma de los tiempos de respuesta y los retardos en el procesamiento) . Se etiquetará un resultado demasiado viejo (si buenos pulsos no se han detectado por un momento) , Las entradas en el bloque 218 incluyen: (1) señales roja e IR preprocesadas, (2) período de pulso promedio, (3) ponderaciones de filtro de paso bajo y ponderaciones de filtro de promediación de conjuntos, (4) activadores de ECG, si están disponibles, y (5) IR fundamental, para activadores de cruce de ceros. Las salidas del bloque 218 incluyen: (1) señales roja e IR filtradas y (2) edad. El bloque 220, o el bloque de Identificación y Calificación de Pulso Filtrado, calcula los períodos de pulso de las formas de onda filtradas, y su resultado se utiliza sólo cuando un pulso se descalifica por el bloque 204. Las entradas en el bloque 220 incluyen: (1) señales roja e IR filtradas y edad, (2) período de pulso promedio, (3) ID de hardware o fondo de ruido, (4) el tipo o clase de sensor que se utiliza para detectar las energías IR y roja. La salida del blogue 220 incluye períodos de pulso calificados y edad. El blogue 222, o el blogue de Promediar Períodos de Pulso y Calcular Proporción de Pulsaciones, calculan la proporción de pulsaciones y el período de pulso promedio. Este bloque (bloque 222) recibe períodos de pulso calificados y la edad como entradas y proporciona: (1) el período de pulso promedio y (2) la proporción de pulsaciones como salidas. III. Pulsación Venosa El bloque 224, o el bloque de Detectar Pulsación Venosa reciben como entradas las señales roja e IR preprocesadas y edad del Bloque 202, y la proporción de pulsaciones proporciona una indicación de la pulsación venosa como una salida. El bloque 224 también proporciona una forma de onda IR fundamental en el dominio de tiempo utilizando un filtro de peine de un solo diente el cual se produce en los filtros de Promediación de Conjuntos (por ejemplo, bloque 210 y 218) . Las entradas en el bloque 224 incluyen: (1) señales roja e IR filtradas y edad y (2) proporción de pulsaciones. Las salidas del bloque 124 incluyen: una indicación de la pulsación venosa y la IR fundamental . En una modalidad, el bloque 224 mide la "apertura" de un esquema de Lissajous IR-Rojo para determinar si una etiqueta (por ejemplo; Venous_Pulsation) debe establecerse. La etiqueta de salida (por ejemplo, Venous_Pulsation) se actualiza periódicamente (por ejemplo, cada segundo) . Además, la forma de onda de IR fundamental se produce en los filtros de Promediación de Conjuntos. IV. Sensor Fuera El bloque 226, o el bloque de Detectar Sensor Fuera y Pérdida de Amplitud de Pulso, utilizan una red neural preentrenada para determinar si el sensor está fuera de la superficie del tejido perfusionado de sangre, por ejemplo, de un paciente. Las entradas en la red neural son métricas y cuantifican los aspectos diversos del comportamiento de los valores IR y Rojo durante por lo menos varios segundos . Las muestras son ignoradas por muchos de los subsistemas del sistema 200 mientras el estado de la señal no es indicativo de un pulso que esté presente, o es indicativo que un sensor no está en un sitio de monitoreo (por ejemplo, El Pulso Presente, Desconectar, Pérdida de Pulso, El Sensor Puede Estar Fuera, y El Sensor Fuera) . Las entradas en el bloque 226 incluyen: (1) métricas de calidad de señal, y (2) el brillo de LED del oxímetro, la ganancia del amplificador, y (3) una ID que indica la configuración de hardware del oxímetro. Las salidas del bloque 226 incluyen un estado de señal que incluye la indicación de sensor fuera.

En la arquitectura 200 descrita en lo anterior, la función del bloque 226, las indicaciones de pérdida de Pulso y Búsqueda de Pulso, pueden derivarse utilizando información de varias partes de la ' arquitectura de procesamiento de señales. Además, la arquitectura de procesamiento de señales no utilizará las formas de onda IR y roja recibidas para calcular la saturación de oxígeno o la proporción de pulsaciones sino se conecta un sensor válido, o si se detectan Sensor Fuera o Pérdida de Amplitud de Pulso por la arguitectura de procesamiento de señales. La breve descripción de una modalidad de una arquitectura de procesamiento de señales de un oxímetro de pulso de acuerdo con la presente invención, establecida en lo anterior, sirve como una base para describir los métodos y dispositivos que se dirigen hacia detectar la presencia o ausencia de pulsación venosa o mezclada venosa y arterial en un tejido perfusionado de sangre, como se indica generalmente por el blogue 224 anterior. La pulsación venosa es un objeto indeseable en la oximetría de pulso. La pulsación venosa particularmente es común en la cabeza o frente, donde la anatomía bascular carece de válvulas para evitar que la sangre venosa dé marcha atrás y se acumule. La pulsación venosa puede ser provocada por la condición médica del paciente, o durante intervenciones quirúrgicas que interfieren con retorno venoso. Los efectos de la pulsación venosa pueden incluir: 1) lecturas de saturación de oxígeno (por ejemplo, Sp02) gue reflejan una mezcla de sangre venosa y arterial, la cual puede ser sustancialmente menor gue la saturación de oxígeno arterial , resultando de este modo en mediciones de saturación de oxígeno incorrectamente baja, y 2) lecturas de proporción de pulsaciones que son el doble o incluso el triple de la proporción de pulsaciones del paciente, debido a la armónica prominente en la onda de presión venosa. Además en casos extremos, es posible que un oxímetro pueda no adquirir la saturación de oxígeno y/o las medidas de proporción de pulsaciones. A diferencia de los objetos de movimiento que pueden no estar presentes todo el tiempo (por ejemplo, vienen y van) , la posición venosa puede continuar sin interrupción por horas . Mientras los efectos secundarios de la pulsación venosa son altamente visibles para el médico, su mente puede no estarlo. La pulsación venosa en el sitio de un sensor de oximetría puede mitigarse al aplicar presión al sitio, tal como con una banda para la cabeza. Las modalidades de la presente invención proporcionan metodologías, que incluyen métodos basados en software para detectar el objeto de pulsación venosa. La detección de la presencia de pulsación venosa permite a un oxímetro desplegar un mensaje de localización de desperfectos a un médico, que entonces puede dirigir y/o corregir el problema. Los pulsos mezclados venoso y arterial pueden distinguirse de los pulsos arteriales debido a las siguientes propiedades, descritas en lo siguiente. Primero, la sangre venosa tiene una saturación menor gue la sangre arterial . Los individuos con normoxia (es decir, individuos saludables que respiran aire al nivel del mar) que colocan su cabeza significativamente bajo su corazón pueden crear fácilmente lecturas de Sp02 cerca del 80% en la frente sin ninguna presión se aplica al sitio del sensor. En segundo lugar, el pulso venoso ocurre después del pulso arterial, y tiene una forma diferente. Debido a estar propiedades, las formas de onda IR y roja tendrán una diferencia de fase importante y persistente si incluyen pulsación venosa, como se ilustra por el esquema de Lissajous de la Figura 3B, que parece una elipse aproximadamente abierta. Mostradas en las Figuras 3A-B se encuentras formas de onda IR y Roja gue se acoplan por CA y se esguematizan en un esquema de x-y, con la forma de onda IR en el eje x y la forma de onda Roja en el eje y. Nótese que el trazo de la Figura 3B no pasa por el principio. Por otro lado, las formas de onda IR y Roja estarán en fase si sólo incluyen pulsos arteriales, como se ilustra por el esquema de Lissajous de la Figura 3A. Otros objetos, tal como de movimiento y de ruido, pueden agregar componentes fuera de fase cuya relación de fase y contenido de frecuencia es inestable, y no tan persistente como la diferencia de fase inducida por la pulsación venosa. Una forma de onda gue se adapta mejor para detectar las diferencias de fase entre las formas de onda IR y Roja es una gue contiene sólo la forma de onda que corresponde al fundamento de la proporción de pulsaciones, tal como la que puede producirse por un filtro apropiado. Tal forma de ondas se adapta mejor para detectar las diferencias de fase entre la forma de onda IR y Roja que son de origen bascular. En una modalidad, la detección de la presencia de pulsación venosa involucra detectar las diferencias de fase persistentes entre las formas de onda IR y Roja. Como se establece en lo anterior, de preferencia la detección de las diferencias de fase, involucra la detección de la diferencia de fase entre las formas de onda IR y Roja que se han filtrado para contener sólo frecuencias en o cerca de la proporción de pulsaciones del algoritmo o armónica. Varias técnicas para detectar una diferencia de fase persistente se describen en lo siguiente. Utilizando una o una combinación de estas técnicas, una modalidad de la presente invención para detectar la presencia de pulsación venosa incluye un algoritmo que: 1. Acoplará por CA las formas de onda IR y Roja, y de preferencia las filtrará para pasar sólo las frecuencias en o cerca de la proporción de pulsaciones. 2. Sobre una ventana de tiempos de por lo menos un pulso completo, cuantificará las diferencias de fase al cuantificar la "apertura de la elipse" como (mínima distancia desde el principio) / (máxima distancia desde el eje x) . Alternativamente, el denominador de esta relación puede ser la distancia máxima desde el principio. Una ventana de tiempos más larga incrementará la probabilidad de gue el objeto de movimiento o el ruido Gausiano eventualmente puedan producir muestras cerca del principio, y reducir la probabilidad de informar falsamente la pulsación venosa. 3. Integrarán la diferencia entre esta métrica de elipse abierta y un umbral . El umbral controla que tanto debe abrirse la elipse para notificar eventualmente -al usuario sobre la pulsación venosa. El umbral de preferencia varía con el Sp02 calculado, debido a que la pulsación venosa es menos probable que esté ocurriendo si se están calculando valores elevados de Sp02. 4. Si se desea controlar cuánto tiempo debe persistir la pulsación venosa antes de notificar al usuario, fijar el número integral en los límites alto y/o bajo predeterminados, e informar la pulsación venosa si se excede un umbral integral predeterminado entre los límites alto y/o bajo. La descripción siguiente, describe como se cuantifica la métrica de "que tan abierta está la elipse" . La métrica se cuantifica como sigue: Donde IR y Roja se refiere a las formas de onda que se han procesado por la etapa 1 anterior, y N denota el número de muestras en la ventana de tiempos. En una modalidad, esta métrica se calcula, periódicamente (por ejemplo, cada segundo) desde la ventana de tiempos más reciente (por ejemplo, cuatro segundos) de datos . Por lo tanto cubre una ventana de aproximadamente varios pulsos. Una ventana de tiempos preferida (por ejemplo, ventana de cuatro segundos) asegura que las formas de onda tengan múltiples períodos de pulso en los cuales se acercan al principio si las formas de onda realmente están en fase. Una modalidad alternativa de esta métrica involucra sólo utilizar los datos de Roja en el denominador. La inclusión de los datos Roja sólo en el numerador hace a esta métrica más sensible a las formas de onda fuera de fase en bajas saturaciones, donde la modulación Roja es más grande, que en saturaciones altas.

Debido a que esta relación puede ser bastante ruidosa, puede filtrarse, fijarse e integrarse antes de utilizarse para anunciar la presencia o ausencia de pulsación venosa. La filtración, fijación e integración se describen en lo siguiente, de manera que: _ Open _ Lissajous _ Axis _ Ratio -Open_ Lissajous _ Axis _ Ratio' Filt_Open_Lissajous_Axis_Ratio-w * Open_Lissajous_Axis_Ratio+ (1-w) * Fih_ pen_Lissajous_Axis_Ratio' donde ' denota el valor de un segundo antes. Füt Open_Lissajous_AxhJRatio=tm (FiltjDpm m 0.3) l o Ppen_Lissajous_Threshold = max(0.06, 0.06 + 0.5 * (Saturation-90%)) Venous_Pulsation_Integral = Venous_Pulsation_Integral' + Filt_OpenJ issajous_Axis_Ratio - OpenJLissajousJThreshoId Venous_Pulsation_Integral = min^.O, max(0, Venous_PuIsation_Integral)), donde : La saturación es el valor de saturación de 15 oxígeno . Open_Lissajous_Threshold es el umbral definido en lo anterior en la etapa 3 del algoritmo. En una modalidad, utilizando el procedimiento anterior, se informa la pulsación venosa si 20 Venous_Pulsation_Integral es por lo menos 1.0. El umbral y las ponderaciones en las ecuaciones anteriores se desarrollan empíricamente, y pueden cambiar dependiendo de las diversas condiciones . Se prefiere que este algoritmo de detección de pulsación venosa tenga un 5 tiempo de respuesta de decenas de segundos, dependiendo de gué tan rápidamente cambie el número integral . Este tiempo de respuesta es adecuado para las necesidades del médico, ya que las posiciones del cuerpo y las condiciones circulatorias que crean la pulsación venosa en el sitio del sensor no es probable que cambien mucho más rápido que esto. Sin embargo, el tiempo de respuesta puede cambiarse para acomodar cambios probables en las posiciones del cuerpo y/o condiciones circulatorias que crean pulsación venosa en el sitio del sensor. Además de la técnica antes descrita para cuantificar una diferencia de fase, muchas técnicas alternativas para detectar una diferencia de fase persistente de acuerdo con la presente invención también están disponibles. Por ejemplo, la diferencia de fase puede cuantificarse al analizar la función de correlación cruzada de las dos formas de onda como una función de un intervalo de retardo entre las mismas. 0 la diferencia de fase puede cuantificarse en el dominio de frecuencia al restar las fases de las formas de onda en una frecuencia dada. Una forma de restar las fases de los dos números complejos, sin tener que calcular directamente las funciones trigonométricas inversas, es tomando su conjugado complejo, y dividirlo por el producto de sus magnitudes . 0 alternativamente, una diferencia de fase persistente puede detectarse en una armónica de la proporción de pulsaciones, en lugar de, o en combinación con su base. La Figura. 4, la cual es un esguema 300 del % de Sp02 vs . Tiempo (hr . :min. : sec . ) muestra períodos de pulsación venosa durante la normoxia en una posición de Trendelenburg (es decir, una posición supina en la mesa de operaciones, la cual se inclina en ángulos variados de manera que la pelvis está más arriba que la cabeza; utilizada durante y después de las operaciones en la pelvis o para traumatismo) muestra que el método de acuerdo con las modalidades de la presente invención detecta los cuatro episodios de la pulsación venosa creada al colocar deliberadamente un voluntario con normoxia en una posición de Trendelenburg. Los primeros tres episodios 402, 404, y 406 se crean sin una banda para la cabeza, y la pulsación venosa se detectó en 15-25 segundos. El episodio 408 final se creó con una banda para la cabeza en el lugar, de manera que la pulsación venosa se desarrolló más gradualmente y se anunció en aproximadamente un minuto . Un oxímetro de pulso que tiene una detección de pulsación venosa y sistema de notificación de acuerdo con las modalidades de la presente invención también es para identificar y notificar a un médico sobre una mayor parte de las lecturas bajas de Sp02 (por ejemplo, 80 menos de 90) como aquellas provocadas posiblemente por las pulsaciones venosas, de manera que un médico pueda tomar medidas correctivas apropiadas, tal como apretar una banda para la cabeza que contiene un sensor de oxímetro contra la frente de un paciente. De igual forma, un oxímetro de pulso que tiene una detección de pulsación venosa y sistema de notificación de acuerdo con las modalidades de la presente invención también es, durante un evento de saturación (es decir, Sp02 menor que 50%) , no proporciona una indicación de un evento de pulsación venosa, y de este modo ayuda al médico a asegurar que la desaturación sea un evento real . Por consiguiente, como se entenderá por aquellos de experiencia en la técnica, la presente invención la cual se refiere a detectar la presencia de pulsación de sangre venosa o mezclada venosa y arterial en el tejido, puede representarse en otras formas específicas sin apartarse de las características esenciales de la misma. Por ejemplo, mientras las presentes modalidades se han descrito en el dominio de tiempo, los métodos basados en frecuencia son igualmente relevantes para las modalidades de la presente invención. Por consiguiente, la descripción anterior se pretende para ser ilustrativa, pero no limitante del alcance de la invención, la cual se establece en las siguientes reivindicaciones.

Claims (22)

1. NOVEDAD DE LA INVENCIÓN Habiendo descrito la presente invención se considera como novedad y por lo tanto se reclama como propiedad lo descrito en las siguientes reivindicaciones.
2. REIVINDICACIONES 1. Un método para detectar la presencia de pulsación mezclada de sangre venosa y arterial en tejido, caracterizado porgue comprende: recibir primera y segunda señales de radiación electromagnética de una porción de tejido perfusionado de sangre que corresponden a longitudes de onda infrarroja y roja de luz; obtener una medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética; comparar la medida con un valor de umbral para formar una comparación; y detectar la presencia o ausencia de pulsación venosa utilizando la comparación. 2. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque comprende filtrar la primera y segunda señales de radiación electromagnética antes de obtener la medida para pasar las porciones de la primera y segunda señales de radiación electromagnética que tienen frecuencias en o cerca de la proporción de pulsaciones o armónica de la proporción de pulsaciones del tejido perfusionado de sangre .
3. 3. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque obtener una medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética comprende obtener una medida de diferencia de fase consistente entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética.
4. 4. El método de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porgue obtener una medida de una diferencia de fase persistente comprende integrar la medida de una diferencia de fase durante un período de tiempo.
5. 5. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque obtener una medida de una diferencia de fase comprende obtener una medida de la apertura de una elipse en un esquema de Lissajous formado al comparar la primera señal de radiación electromagnética con la segunda señal de radiación electromagnética.
6. 6. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque obtener una medida de una diferencia de fase comprende analizar una función de correlación cruzada de la primera y segunda señales de radiación electromagnética, como una función de un intervalo de retardo entre las mismas.
7. 7. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque obtener una medida de una diferencia de fase comprende un análisis de dominio de frecuencia y restar las fases de la primera y segunda señales de radiación electromagnética en una frecuencia.
8. 8. El método de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado porgue restar las fases de la primera y segunda señales de radiación electromagnética comprende tomar el conjuntado complejo de la primera y segunda señales de radiación electromagnética, y dividir el conjugado completo por el producto de las magnitudes de la primera y segunda señales de radiación electromagnética.
9. 9. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque obtener una medida de una diferencia de fase comprende obtener la medida de una diferencia de fase en o cerca de una proporción de pulsaciones fundamental de tejido perfusionado de sangre.
10. 10. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque obtener una medida de una diferencia de fase comprende obtener la medida de una diferencia de fase en o cerca de una armónica de una proporción de pulsaciones del tejido perfusionado de sangre .
11. 11. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque obtener una medida de una diferencia de fase comprende obtener la medida de una diferencia de fase en o cerca de una base o en o cerca de una armónica de una proporción de pulsaciones del tejido perfusionado de sangre.
12. 12. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado además porque comprende proporcionar una notificación de la presencia de pulsación venosa.
13. 13. Un dispositivo para detectar la presencia de pulsación mezclada de sangre venosa y arterial en tejido, caracterizado porgue comprende: medios para recibir la primera y segunda señales de radiación electromagnética de una porción de tejido perfusionado de sangre gue corresponde a longitudes de onda infrarroja y roja de luz; medios para obtener una medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética; medios para comparar la medida con un valor de umbral para formar una comparación; y medios para detectar la presencia o ausencia de pulsación venosa utilizando la comparación.
14. 14. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque comprende un filtro configurado para filtrar la primera y segunda señales de radiación electromagnética antes de obtener la medida para pasar las porciones de la primera y segunda señales de radiación electromagnética que tienen frecuencias en o cerca de la proporción de pulsaciones o armónica de la proporción de pulsaciones del tejido perfusionado de sangre .
15. 15. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque los medios para obtener una medida de una diferencia de fase entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética se configuran para obtener una medida de una diferencia de fase persistente entre la primera y segunda señales de radiación electromagnética.
16. 16. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado porque el medio para obtener una medida de una diferencia de fase persistente comprende medios para integrar la medida de una diferencia de fase durante un período de tiempo.
17. 17. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque el medio para obtener una medida de una diferencia de fase se configura para obtener una medida de la apertura de una elipse en un esquema de Lissajous formado al comparar la primera señal de radiación electromagnética con la segunda señal de radiación electromagnética.
18. 18. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque los medios para obtener una medida de una diferencia de fase se configuran par analizar una función de correlación cruzada de la primera y segunda señales de radiación electromagnética, como una función de un intervalo de retardo entre las mismas .
19. 19. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque los medios para obtener una medida de una diferencia de fase se configuran para un análisis de dominio de frecuencia y para restar las fases de la primera y segunda señales de radiación electromagnética en una frecuencia.
20. 20. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado porque el medio para restar las fases de la primera y segunda señales de radiación electromagnética se configura para tomar el conjugado complejo de la primera y segunda señales de radiación electromagnética, y dividir el conjugado complejo por el producto de las magnitudes de la primera y segunda señales de radiación electromagnética.
21. 21. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado porque el medio para obtener una medida de una diferencia de fases se configura para obtener la medida de una diferencia de fase en o cerca de una base en o cerca de una armónica de una proporción de pulsaciones del tejido perfusionado de sangre.
22. 22. El dispositivo de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque comprende medios para proporcionar una notificación sobre la presencia de pulsación venosa.