Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea.

Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea que comprende las siguientes etapas:

A. tener una señal de presión detectada muestreada P

(t) para uno o más latidos del corazón, cada latido del corazón que comienza en un instante inicial que coincide con uno de los puntos de presión diastólica inicial y que termina en un instante final que coincide con uno de los puntos de presión diastólica posterior y que comprende un punto dícroto, cada latido que tiene una fase sistólica que va desde el punto diastólico inicial al punto dícroto; y

B. analizar y discriminar automáticamente la morfología de la señal de presión P(t) muestreada para cada latido 10 del corazón, determinar el instante y valor de presión de uno o más puntos característicos de la señal de presión P(t) seleccionada a partir del grupo que comprende

- un punto de presión diastólica inicial,

- un punto de presión sistólica,

- un punto dícroto, y

- uno o más puntos de resonancia, cada uno de los cuales se produce en un instante en donde una segunda derivada 2P/dt2

de la señal de presión P(t) tiene un máximo local,

al menos un punto característico de la señal de presión P(t) que pertenece a la fase sistólica del latido del corazón en estudio y que es diferente del punto de presión diastólica inicial;

el método que está caracterizado porque comprende además las siguientes etapas:

C. para cada latido del corazón, determinar una RES de rendimiento de energía a través de las siguientes subetapas: C.1 determinar una impedancia dinámica directa Zd_D(t) para cada uno de dichos uno o más puntos característicos que pertenecen a la fase sistólica del latido del corazón en estudio y diferente del punto de presión diastólica inicial, dicha impedancia dinámica directa Zd_D(t) que es igual a la relación entre un valor de la señal de presión P(t) en el punto característico y la distancia del instante de tiempo respectivo del instante inicial del latido del corazón en estudio, y determinar una impedancia ZD de una onda directa de presión al sumar con signos alternos los valores de las impedancias dinámicas directas Zd_D(t) ordenados de acuerdo con un orden de tiempo directo que comienza desde el instante inicial del latido del corazón en estudio hasta el instante del punto dícroto, comenzar a aplicar una señal positiva a la impedancia dinámica directa Zd_D(t) que es la primera en el orden de tiempo directo;

C.2 determinar una impedancia dinámica reflejada Zd_R(t) para cada uno de dichos uno o más puntos característicos, dicha impedancia dinámica reflejada Zd_R(t) que es igual a la relación entre un valor de la señal de presión P(t) en el punto característico y la distancia del instante de tiempo respectivo desde el instante final del latido del corazón en estudio, y determinar una impedancia ZR de las ondas reflejadas de presión al sumar con signos alternos los valores de las impedancias dinámicas reflejadas Zd_R(t) ordenados de acuerdo con un orden de tiempo inverso que comienza desde el instante final hasta el instante inicial del latido del corazón en estudio, comenzar a aplicar una señal positiva a la impedancia dinámica reflejada Zd_R(t) que es la primera en el orden de tiempo inverso;

C.3 determinar dicha RES de rendimiento de energía como la relación entre la impedancia ZD de la onda directa y la impedancia ZR de las ondas reflejadas:

D. para dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C, comprobar si una primera derivada dP/dt de la señal de presión P(t) es menor que un primer valor Td de umbral máximo en todo el latido del corazón en estudio y si la segunda derivada d2P/dt2 de la señal de presión P(t) es menor que un segundo valor Td2 de umbral máximo en todo el latido del corazón en estudio, y en el caso en que la comprobación tenga resultados negativos pasar a la etapa E, de otra manera, en el caso en que la comprobación tenga resultados positivos, pasar a la etapa F;

E. seleccionar una frecuencia de corte de un filtro de paso bajo sobre la base de dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C, de la primera derivada dP/dt y de la segunda derivada d2P/dt2 de la señal de presión P(t), y aplicar dicho filtro de paso bajo a la señal de presión P(t), obteniendo por lo tanto una nueva señal de presión muestreada, y volver a ejecutar las etapas anteriores que comienzan desde la etapa B;

F. dar salida a la señal de presión P(t) en cuya etapa B se ha formado por última vez.

Tipo: Patente Internacional (Tratado de Cooperación de Patentes). Resumen de patente/invención. Número de Solicitud: PCT/IT2011/000308.

Solicitante: ROMANO, SALVATORE.

Nacionalidad solicitante: Italia.

Dirección: Via Arrigo Boito 33 50144 Firenze ITALIA.

Inventor/es: ROMANO,SALVATORE.

Fecha de Publicación: .

Clasificación Internacional de Patentes:

  • SECCION A — NECESIDADES CORRIENTES DE LA VIDA > CIENCIAS MEDICAS O VETERINARIAS; HIGIENE > DIAGNOSTICO; CIRUGIA; IDENTIFICACION (análisis de... > Medidas encaminadas a establecer un diagnóstico... > A61B5/0215 (utilizando medios introducidos en el cuerpo)

PDF original: ES-2503572_T3.pdf

 

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Ilustración 1 de Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea.
Ilustración 2 de Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea.
Ilustración 3 de Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea.
Ilustración 4 de Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea.
Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea.

Fragmento de la descripción:

Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea

La presente invención se refiere a un método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea que permite de manera confiable, versátil, eficaz, sencilla y económica, medir correctamente la presión sanguínea, adaptándose dinámicamente a la variabilidad del último, eliminando los artefactos introducidos por los sistemas convencionales.

La presente invención se refiere además al aparato de detección relacionado, así como también a las herramientas que permiten que se ejecute el método.

Se sabe que la medición de la presión sanguínea, también llamada presión arterial, puede tener lugar ya sea de forma invasiva o no invasiva.

La medición invasiva se lleva a cabo generalmente a través de una línea de presión de llenado, conectada a un catéter invasivo, proporcionado en el extremo con un sistema de transducción que transforma la presión detectada en una diferencia de potencial. A diferencia de los sistemas de medición no invasivos, tal como por ejemplo el puño Riva-Rocci, la medición invasiva enfatiza no solamente el máximo y el mínimo de presión medida, sino también la morfología de la señal detectada.

En consecuencia, la medición invasiva, además de ser más fiable que la medición no invasiva, es capaz de enfatizar en las características del acoplamiento del círculo arterial cardíaco que afectan directamente el resultado detectado. De hecho, los valores de presión sistólica y diastólica y de toda la morfología del latido del corazón se relacionan estrictamente con la capacidad de contracción del corazón y con el sistema circulatorio, identificado en la llamada impedancia dinámica Zd(t), vinculada a la curva de presión-volumen (P-V) y dada por la relación entre un valor de presión y un intervalo de tiempo.

Sin embargo, las técnicas de evaluación en base a la medición invasiva de la presión sanguínea a menudo adolecen de problemas de inexactitud significativa en las mediciones de presión máxima y mínima y, en consecuencia, también en su morfología. De hecho, muchos autores han mostrado la existencia de una amortiguación inadecuada de la señal de presión que puede conducir a considerables errores de medición, además de varias decenas de mmHg.

Con el fin de resolver tales problemas, se han propuesto algunas soluciones que se basan en la aplicación de filtros de paso bajo a la señal de presión (es decir en un procesamiento de frecuencia de la señal de presión que se impone desde fuera de un valor fijo de la frecuencia de corte) y/o en el uso de sistemas mecánicos capaces de amortiguar los componentes de frecuencia de la onda de presión detectada.

La US 26/6421 describe el ajuste de la frecuencia de corte de un filtro de paso bajo de acuerdo con la frecuencia de pulso con el fin de mejorar el procesamiento de una señal de presión sanguínea

Particularmente, los sistemas mecánicos usados actualmente para determinar si la señal detectada tiene una amortiguación correcta o no emplea el método mecánico de la prueba de onda cuadrada descrita por R.M. Gardner en "Direct Blood Pressure Measurement- Dynamic Response Requirements", Anestesiología, marzo de 1981, volumen 54, Número 3, págs. 227-236, que requiere de una observación visual de la señal de presión detectada por un médico. Este es el caso, por ejemplo, de los sistemas R.O.S.E. (Resonance Over Shoot Eliminator, disponible en la compañía de los Estados Unidos Becton Dickinson Critical Care System Ltd.) y en los sistemas Accudynamic® (disponible en el HOSPIRA - ICU Medical). Estos sistemas actúan mecánicamente mediante la imposición de una amortiguación mecánica: en el sistema Accudynamic® tal amortiguación mecánica es ajustable en un intervalo pequeño de amortiguación a través de una protuberancia pequeña que hace avanzar un pasador que penetra a diferentes profundidades en la línea de presión; en cambio, en el sistema ROSE, la amortiguación mecánica se fija mediante un dispositivo de microburbuja y de membrana elástica, actuando por lo tanto de una manera fija para cualquier señal de presión (amortiguación fija bien definida).

Sin embargo, todos estos sistemas funcionan de forma predeterminada (estática) en un problema dinámico, debido a que solamente se considera el espectro de frecuencia de la señal analizada desde la línea de presión. Esto implica que los espectros de frecuencia característicos iguales en ciertas condiciones del paciente son adecuados, mientras que en otras condiciones fisiopatológicas son claramente inadecuados, lo que genera alta sobreevaluación de la presión arterial.

De hecho, la corrección de la amortiguación es un problema dinámico asociado (además del sistema cardiocirculatorio específico del paciente en estudio) con el latido del corazón específico en estudio, que puede por lo tanto cambiar de latido en latido, de manera que la línea de presión responde de manera diferente dependiendo de la situación en la que se usa.

A modo de ejemplo, la Figura 1 muestra una señal de presión sanguínea típica, en donde los latidos cambian tanto en su morfología como en la medición de la presión slstólica y diastólica (ver la Flg. 1a), y el resultado diferente que obtiene un sistema convencional para medir la presión arterial en un latido específico, particularmente en los alrededores de la presión sistóllca, mediante la aplicación de ninguna o tres frecuencias de corte diferentes (sin filtro, 15 Hz, 1 Hz, 6 Hz) (ver la Fig. 1b). La Figura 2 muestra las diferencias de los valores de presión sistólica, en dos latidos consecutivos en una misma señal de presión sanguínea (ver las Flgs. 2a y 2b), obtenidos mediante la aplicación de ninguna o tres frecuencias de corte diferentes (sin filtro, 15 Hz, 1 Hz, 6 Hz). La Figura 3 muestra cómo se comporta un sistema de medición convencional, particularmente en los alrededores de la presión sistólica, en la detección de un latido mediante la aplicación de ninguna o tres frecuencias de corte diferentes (sin filtro, 15 Hz, 6 Hz) (ver la Fig. 3a) y mediante la aplicación de ninguna o tres frecuencias de corte diferentes (sin filtro, 1 Hz) (ver la Fig. 3b); particularmente, es evidente que la frecuencia de corte de 6 Hz provoca una sobreamortlguaclón (ver la Fig. 3a), mientras que el filtro con frecuencia de corte de 1 Hz es el más adecuado (ver la Flg. 3b). La Figura 4 muestra dos señales de presión sanguínea en donde actúan los mismos filtros de manera diferente: en la Figura 4a el filtro con frecuencia de corte de 1 Hz parece casi Ineficaz, mientras que en la Figura 4b el mismo filtro con frecuencia de corte de 1 Hz actúa de una manera significativa; particularmente, para los latidos mostrados en la Figura 4 el filtro con frecuencia de corte de 6 Hz es el más adecuado.

Además, la repuesta del transductor de presión depende, junto con las características de longitud, diámetro, tipo de material y del líquido de relleno de la línea de presión, además en su acoplamiento al diámetro del catéter, en el tono arterial, en la frecuencia de pulso y en la rigidez del vaso del sujeto bajo investigación.

Con respecto a esto, en los últimos años se han hecho grandes esfuerzos para optimizar las características de longitud, diámetro, líquido de relleno, tipo de material y catéter, con el fin de limitar los artefactos. Particularmente, se han hecho también las líneas de presión de fibra óptica lo que puede reducir los artefactos.

Sin embargo, todos los sistemas convencionales no logran resolver completamente los problemas antes mencionados de la medición incorrecta de la presión arterial, y esto es muy frecuente especialmente en los casos en los que es más necesaria... [Seguir leyendo]

 


Reivindicaciones:

1. Método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea que comprende las siguientes etapas:

A. tener una señal de presión detectada muestreada P(t) para uno o más latidos del corazón, cada latido del corazón que comienza en un instante inicial que coincide con uno de los puntos de presión diastólica inicial y que termina en un instante final que coincide con uno de los puntos de presión diastólica posterior y que comprende un punto dícroto, cada latido que tiene una fase sistólica que va desde el punto diastólico inicial al punto dícroto; y

B. analizar y discriminar automáticamente la morfología de la señal de presión P(t) muestreada para cada latido del corazón, determinar el instante y valor de presión de uno o más puntos característicos de la señal de presión P(t) seleccionada a partir del grupo que comprende

- un punto de presión diastólica inicial,

- un punto de presión sistólica,

- un punto dícroto, y

- uno o más puntos de resonancia, cada uno de los cuales se produce en un instante en donde una segunda derivada

2P/dt2de la señal de presión P(t) tiene un máximo local,

al menos un punto característico de la señal de presión P(t) que pertenece a la fase sistólica del latido del corazón en

estudio y que es diferente del punto de presión diastólica inicial;

el método que está caracterizado porque comprende además las siguientes etapas:

C. para cada latido del corazón, determinar una RES de rendimiento de energía a través de las siguientes subetapas:

C.1 determinar una impedancia dinámica directa ZdD(t) para cada uno de dichos uno o más puntos característicos que pertenecen a la fase sistólica del latido del corazón en estudio y diferente del punto de presión diastólica inicial, dicha impedancia dinámica directa Zd_D(t) que es igual a la relación entre un valor de la señal de presión P(t) en el punto característico y la distancia del instante de tiempo respectivo del instante inicial del latido del corazón en estudio, y determinar una impedancia ZD de una onda directa de presión al sumar con signos alternos los valores de las impedancias dinámicas directas Zd D(t) ordenados de acuerdo con un orden de tiempo directo que comienza desde el instante inicial del latido del corazón en estudio hasta el instante del punto dícroto, comenzar a aplicar una señal positiva a la impedancia dinámica directa Zd D(t) que es la primera en el orden de tiempo directo;

C.2 determinar una impedancia dinámica reflejada Zd R(t) para cada uno de dichos uno o más puntos característicos, dicha impedancia dinámica reflejada Zd R(t) que es igual a la relación entre un valor de la señal de presión P(t) en el punto característico y la distancia del instante de tiempo respectivo desde el instante final del latido del corazón en estudio, y determinar una impedancia ZR de las ondas reflejadas de presión al sumar con signos alternos los valores de las impedancias dinámicas reflejadas Zd R(t) ordenados de acuerdo con un orden de tiempo inverso que comienza desde el instante final hasta el instante inicial del latido del corazón en estudio, comenzar a aplicar una señal positiva a la impedancia dinámica reflejada Zd R(t) que es la primera en el orden de tiempo inverso;

C.3 determinar dicha RES de rendimiento de energía como la relación entre la impedancia ZD de la onda directa y la impedancia ZR de las ondas reflejadas:

RES=Zd/Zr

D. para dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C, comprobar si una primera derivada dP/dt de la señal de presión P(t) es menor que un primer valor Td de umbral máximo en todo el latido del corazón en estudio y si la segunda derivada d2P/dt2 de la señal de presión P(t) es menor que un segundo valor Td2 de umbral máximo en todo el latido del corazón en estudio, y en el caso en que la comprobación tenga resultados negativos pasar a la etapa E, de otra manera, en el caso en que la comprobación tenga resultados positivos, pasar a la etapa F;

E. seleccionar una frecuencia de corte de un filtro de paso bajo sobre la base de dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C, de la primera derivada dP/dt y de la segunda derivada d^/dt2 de la señal de presión P(t), y aplicar dicho filtro de paso bajo a la señal de presión P(t), obteniendo por lo tanto una nueva señal de presión muestreada, y volver a ejecutar las etapas anteriores que comienzan desde la etapa B;

F. dar salida a la señal de presión P(t) en cuya etapa B se ha formado por última vez.

2. El método de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque dicho uno o más puntos de resonancia se determinan en la etapa B a través de las siguientes subetapas:

B.2 determinar un número total Ndp_max de puntos máximos locales de la primera derivada dP/dt de la señal de presión P(t) en el latido del corazón en estudio;

B.3 determinar los puntos máximos locales de la segunda derivada d^/dt2 de la señal de presión P(t) en el latido del corazón en estudio; y

B.4 seleccionar un número Ndp_max de puntos máximos locales de la segunda derivada d^/dt2 que tienen valores más grandes, determinar Ndp_max de instantes de tiempo td2P_max(i) en donde se producen dichos puntos máximos locales seleccionados NdP_max de la segunda derivada d2P/dt2, y asumir los puntos de la señal de presión P(t) en tal Ndp_max de instantes td2P_max(i) como puntos de resonancia.

3. El método de acuerdo con la reivindicación 1 o 2, caracterizado porque, en la etapa B, se determinan los siguientes puntos característicos de la señal de presión P(t):

- el punto de presión diastólica inicial,

- el punto de presión sistólica,

- el punto dícroto, y

- uno o más puntos de resonancia.

4. El método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el primer valor Td de umbral máximo y el segundo valor Td2 de umbral máximo son funciones de dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C.

5. El método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque, en la etapa D, se comprueba si dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C pertenece a uno de los tres o más, preferentemente cuatro, intervalos adyacentes de variabilidad, el primer valor Td de umbral máximo y el segundo valor Td2 de umbral máximo que son funciones preferentemente del intervalo al cual pertenece dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C.

6. El método de acuerdo con la reivindicación 5, caracterizado porque, en la etapa E, dicha frecuencia de corte se selecciona para

- discriminar la pertenencia de dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C para uno de los tres

o más, preferentemente cuatro, intervalos adyacentes de variabilidad,

- para cada uno de dichos tres o más intervalos adyacentes de variabilidad de dicha RES de rendimiento de energía determinada en la etapa C, discriminar la pertenencia de la primera derivada dP/dt de la señal de presión P(t) en todo el latido del corazón en estudio para uno de los tres o más, preferentemente seis, intervalos adyacentes de variabilidad, y

- para cada uno de dichos tres o más intervalos adyacentes de variabilidad de la primera derivada dP/dt de la señal de presión P(t) en todo el latido del corazón en estudio, discriminar la pertenencia de la segunda derivada d2P/dt2 de la señal de presión P(t) para uno de los tres o más, preferentemente cuatro, intervalos de no solapamiento de variabilidad, a los cuales corresponde un valor respectivo de dicha frecuencia de corte.

7. El método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dicha frecuencia de corte tiene una disminución del valor al aumentar la primera derivada dP/dt de la señal de presión P(t), en virtud de los valores idénticos de dicha RES de rendimiento de energía y de la segunda derivada d^/dt2 de la señal de presión P(t).

8. El método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dicha frecuencia de corte tiene una disminución del valor al aumentar la segunda derivada d2P/dt2 de la señal de presión P(t), en virtud de los valores idénticos de dicha RES de rendimiento de energía y de la primera derivada dP/dt de la señal de presión P(t).

9. El método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dichos intervalos de frecuencia de corte desde ,5 Hz a 1 Hz, preferentemente de 2 Hz a 8 Hz, más preferentemente de 3 Hz a 6 Hz.

1. El método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque en la etapa F la señal de presión P(t) se visualiza en un visualizador.

11. El aparato automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea caracterizado porque comprende medios de procesamiento adaptados para llevar a cabo las etapas del método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1-1.

12. El programa de computadora, que comprende medios de código adaptados para llevar a cabo, cuando se hacen funcionar los medios de procesamiento de un aparato, las etapas del método automático para la medición y procesamiento de la presión sanguínea de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1-1.

13. El medio de memoria legible por computadora, que tiene un programa almacenado en el mismo, caracterizado porque el programa es el programa de computadora de acuerdo con la reivindicación 12.