BRPI0714207A2

BRPI0714207A2 - mÉtodo e aparelho para avaliaÇço contÍnua de um parÂmetro cardiovascular usando forma de onda e tempo de propagaÇço de pressço de pulso arterial

Info

Publication number: BRPI0714207A2
Application number: BRPI0714207-2A
Authority: BR
Inventors: S. Hatib Feras; R. Mooney Charles; D. Roteliux Luchy
Original assignee: Edwards Lifesciences Corporation
Priority date: 2006-07-13
Filing date: 2007-07-11
Publication date: 2012-12-25
Also published as: EP2053964A2; WO2008019207A2; CA2656815A1; WO2008019207A3; AU2007281884A1; JP2009543609A

Abstract

MÉTODO E APARELHO PARA AVALIAÇçO CONTÍNUA DE UM PARÂMETRO CARDIOVASCULAR USANDO FORMA DE ONDA E TEMPO DE PROPAGAÇçO DE PRESSçO DE PULSO ARTERIAL. A presente invenção refere-se a um método e um aparelho para determinar um parâmetro cardiovascular incluindo o receber de um sinal de entrada correspondendo a uma medição de pressão arterial por um intervalo que cobre ao menos um ciclo cardiaco, determinar um tempo de propagação do sinal de entrada, determinar ao menos um momento estatístico do sinal de entrada, e determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação e ao menos um momento estatístico.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "MÉTODO E APARELHO PARA AVALIAÇÃO CONTÍNUA DE UM PARÂMETRO CAR- DIOVASCULAR USANDO FORMA DE ONDA E TEMPO DE PROPAGA- ÇÃO DE PRESSÃO DE PULSO ARTERIAL".

Reivindicação de Prioridade sob 35 U.S.C. §119

O presente Pedido de Patente reivindica a prioridade ao Pedido Provisório N0 60/830.735 intitulado "MÉTODO E APARELHO PARA AVALI- AÇÃO CONTÍNUA DE UM PARÂMETRO CARDIOVASCULAR USANDO A FORMA DE ONDE E O TEMPO DE PROPAGAÇÃO DA PRESSÃO DE PULSO ARTERIAL", depositado em 13 de julho de 2006, e cedida ao ces- sionário deste e aqui expressamente incorporado por referência. Campo da Invenção

A presente invenção refere-se geralmente a um sistema e um método para monitoramento hemodinâmico. Mais particularmente, a inven- ção refere-se a um sistema e um método para estimativa de ao menos um parâmetro cardiovascular, tal como tônus vascular, desempenho ou resis- tência arterial, volume sistólico (SV), saída cardíaca (CO), etc., de um indiví- duo que usa uma medição de tempo de propagação da pressão de pulso arterial e uma forma de onda. Descrição da Técnica Relacionada

A saída cardíaca (CO) é um importante indicador não somente para diagnóstico de doenças, mas também para monitoramento contínuo da condição de ambos os indivíduos humano e animal, incluindo os pacientes. Poucos hospitais estão, portanto, sem alguma forma de equipamento con- vencional para monitorar a saída cardíaca.

Uma forma de medir a CO é usando a fórmula bem conhecida:

CO = HR * SV, (Equação 1)

onde SV representa o volume sistólico e HR representa a taxa cardíaca. O SV é tipicamente medido em litros e o HR é tipicamente medido em bati- das por minuto, embora outras unidades de volume e de tempo possam ser usadas. A equação 1 expressa que a quantidade de sangue que o coração bombeia por uma unidade de tempo (tal como um minuto) é igual à quanti- dade que ele bombeia em cada batida (curso) vezes o número de batidas por unidade de tempo.

Visto que o HR é de fácil medição usando uma ampla variedade

de instrumentos, o cálculo de CO geralmente depende de alguma técnica para estimar o SV. De modo oposto, qualquer método que produz direta- mente um valor para CO pode ser usado para determinar o SV dividindo pe- lo HR. As estimativas de CO ou SV podem então ser usadas para estimar, ou contribuir para estimar qualquer parâmetro que pode ser derivado de qualquer desses valores.

Um método invasivo para determinar CO (ou equivalentemente SV) é montar um dispositivo de medição de fluxo em um cateter, e então passar o cateter no indivíduo e manobrá-lo tal que o dispositivo está no co- ração do indivíduo ou próximo a ele. Alguns tais dispositivos de medição de fluxo injetam ou um bolus de material ou energia (geralmente aquecido) em uma posição ascendente, tal como no átrio direito, e determinam o fluxo ba- seado nas características do material ou energia injetada em uma posição descendente, tal como na artéria pulmonar. As patentes que descrevem as implementações de tais técnicas invasivas (em particular, termodiluição) in- cluem:

Patente U.S. N0 4.236.527 (Newbower e Outros, 2 de dezembro

de 1980),

Patente U.S. N0 4.507.974 (Yelderman, 2 de abril de 1985), Patente U.S. N0 5.146.414 (McKown e Outros, 8 de setembro de

1992), e de 1997).

Patente U.S. N0 5.687.733 (McKown e outros, 18 de novembro

Ainda outros dispositivos invasivos são baseados na técnica co- nhecida de Fick, de acordo com a qual CO é calculada como uma função de oxigenação dos sangues venoso e arterial misturados. Na maioria dos ca- sos, a oxigenação é captada usando cateterismo do lado direito do coração. Tem havido, entretanto, propostas por sistemas que medem de forma não invasiva a oxigenação venosa e arterial, em particular, usando múltiplos comprimentos de onda da luz, mas até agora eles não têm sido precisos o suficiente para permitir medições satisfatórias de CO em pacientes reais.

Os métodos invasivos têm desvantagens óbvias. Uma tal des-

vantagem é que o cateterismo do coração é potencialmente perigoso, espe- cialmente considerando que os indivíduos (especialmente pacientes com cuidados intensivos) nos quais ele é executado já estão freqüentemente hospitalizados devido a alguma condição realmente ou potencialmente séria. Métodos invasivos também têm desvantagens menos óbvias. Uma tal des- vantagem é que a termodiluição conta com hipóteses tais como dispersão uniforme do calor injetado que afeta a precisão das medições dependendo de como elas são realizadas. Além disso, a introdução de um instrumento no fluxo sangüíneo pode afetar o valor (por exemplo, taxa de fluxo) que o ins- trumento mede. Então, havia uma necessidade antiga por um método que determinasse CO que é não invasivo (ou ao menos tão minimamente invasi- vo quanto possível) e acurado.

Uma característica sangüínea que foi particularmente compro- vada prometendo a determinação precisa de CO de forma menos invasiva ou não invasiva é a pressão sangüínea. Sistemas baseados em pressão ar- terial mais conhecidos contam com o método de contorno de pulso (PCM), que calcula uma estimativa de CO a partir de características da forma de onda da pressão arterial batida a batida. No PCM, os parâmetros de "Wind- kessel" (palavra alemã que significa câmara de ar) (impedância característi- ca da aorta, desempenho, e resistência periférica total) são usados para construir um modelo hemodinâmico linear ou não linear da aorta. Em essên- cia, o fluxo sangüíneo faz analogia a um fluxo de corrente elétrica em um circuito no qual uma impedância está em série com uma resistência e capa- citância conectadas em paralelo (desempenho). Os três parâmetros exigidos do modelo são geralmente determi-

nados ou empiricamente, através de um processo de calibração complexo, ou de dados "antropométricos" compilados, ou seja, dados sobre a idade, sexo, altura, peso, etc., de outros pacientes ou indivíduos de teste. A Paten- te U.S. N0 5.400.793 (Wesseling, 28 de março de 1995) e Patente U.S. N0 5.535.753 (Petrucelli e outros, 16 de julho de 1996) são representativos de sistemas que utilizam um modelo de circuito Windkessel para determinar CO.

Muitas extensões para o modelo Windkessel de dois elementos simples foram propostas esperando melhor precisão. Uma tal extensão foi desenvolvida pelos fisiologistas suíços Broemser e Ranke em seu artigo de 1930 intitulado "Ueber die Messung des Schlagvolumens des Herzens auf unblutigem Wegf," Zeitung für Biologie 90 (1930) 467-507. Em essência, o modelo de Broemser, também conhecido como um modelo Windkessel de três elementos, adiciona um terceiro elemento ao modelo Windkessel básico de dois elementos para simular a resistência ao fluxo sangüíneo devido à válvula pulmonar ou aórtica. Os sistemas PCM podem monitorar a CO mais ou menos conti-

nuamente, sem a necessidade que um cateter seja deixado no paciente. De fato, alguns sistemas PCM operam usando as medições de pressão arterial obtidas pela ponta do dedo. Uma desvantagem dos sistemas PCM, entretan- to, é que eles não são mais precisos do que o modelo particularmente sim- pies de três parâmetros a partir do qual eles são derivados; em geral, um modelo de uma ordem muito mais alta seria necessário para se responsabi- lizar precisamente por outro fenômeno, tal como o padrão complexo de re- flexões de onda da pressão devido a múltiplas combinações mal sucedidas de impedâncias causadas, por exemplo, por ramificação arterial. Outros a- perfeiçoamentos foram então propostos, com vários graus de complexidade.

O "Método e Aparelho para Medir Saída Cardíaca" descritos por Salvatore Romano na Patente U.S. N0 6.758.822, por exemplo, representa uma tentativa diferente de aperfeiçoamento mediante métodos PCM esti- mando-se SV, ou de forma invasiva ou não invasiva, como uma função da relação entre a área sob a curva de pressão inteira e uma combinação linear de vários componentes de impedância. Na tentativa de se responsabilizar por reflexões de pressão, o sistema Romano conta com não somente as es- timativas precisas de derivadas com ruído inerente da função de pressão, mas também conta com uma série de ajustamentos numéricos determinados empiricamente para um valor de pressão médio.

No núcleo de vários métodos para estimar CO está uma expres- são da forma:

CO = HR*(K*SVest), (Equação 2)

onde HR é a taxa cardíaca, SVest é o volume sistólico estimado, e K é um fator de escalonamento relacionado ao desempenho arterial. Romano e Pe- trucelli, por exemplo, contam com esta expressão, como para obter os apa- relhos descritos na Patente U.S. N0 6.071.244 (Band e outros, 6 de junho de 2000) e Patente US N0 6.348.038 (Band e outros, 19 de fevereiro de 2002).

Outra expressão freqüentemente usada para determinar CO é:

CO = MAP*C/teu, (Equação 3)

onde MAP é a pressão arterial média, tau é uma constante de caimento de pressão exponencial, e C, como K, é um fator de escalonamento relacionado ao desempenho arterial Κ. A Patente U.S. N0 6.485.431 (Campbell, 26 de novembro de 2002) descreve um aparelho que usa tal expressão.

A precisão destes métodos pode depender de como os fatores de escalonamento KeC são determinados. Em outras palavras, uma esti- mativa precisa do desempenho (ou de algum outro valor funcionalmente re- lacionado ao desempenho) pode ser exigida. Por exemplo, Langwouters ("The Static Elastic Properties of 45 Human Thoracic e 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameters of a New Model" J. Biomechanics, Vol. 17, N0 6, págs. 425-435, 1984) descreve a medição de desempenho vascular por uni- dade de comprimento em aortas humanas e a relaciona à idade e ao sexo do paciente. Um comprimento aórtico é determinado como sendo proporcio- nal à altura e ao peso do paciente. Um nomograma, baseado nessa informa- ção do paciente, é então derivado e usado em conjunto com a informação derivada de uma forma de onda de pressão arterial para aperfeiçoar uma estimativa do fator de desempenho. É provável que cada um dos diferentes aparelhos da técnica an- terior identificados acima, tenha uma ou mais desvantagens. O aparelho de Band, por exemplo, exige uma calibração externa usando uma medição in- dependente de CO para determinar um fator relacionado à impedância vas- cular que é então usado nos cálculos de CO. A Patente U.S. N0 6.315.735 (Joeken e outros, 13 de novembro de 2001) descreve outro dispositivo com a mesma desvantagem.

Wesseling (Patente U.S. N0 5.400.793, 28 de março de 1995) tenta determinar um fator relacionado ao desempenho vascular a partir de dados antropométricos tal como a altura, peso, sexo, idade do paciente, etc. Este método conta com uma relação que é determinada a partir de medições nominais humanas e pode não se aplicar robustamente a uma ampla faixa de pacientes.

Romano tenta determinar um fator relacionado à impedância vascular unicamente a partir das características da forma de onda da pres- são arterial, e assim falha em obter vantagem das relações conhecidas entre as características e o desempenho do paciente. Em outras palavras, liberan- do seu sistema de uma necessidade por dados antropométricos, Romano também perde a informação contida em tais dados. Além disso, Romano baseia-se em vários cálculos intermediários em valores das derivadas da forma de onda da pressão. Como é bem conhecido, entretanto, tais estimati- vas de derivadas são inerentemente ruidosas. O método de Romano foi, conseqüentemente, considerado não confiável.

O que é necessário é um sistema e um método para estimar mais robustamente e mais precisamente os parâmetros cardiovasculares tal como a desempenho ou resistência arterial (K ou C), tônus vascular, tau, ou valores calculados a partir destes parâmetros, tais como SV e CO.

Um dos presentes inventores publicou previamente que o SV pode ser aproximado sendo proporcional ao desvio padrão da forma de onda da pressão arterial P(t), ou de algum outro sinal que ele mesmo é proporcio- nal a P(t): Pedido de Patente U.S. Publicado N0 2005/0124903 A1 (Luchy Roteliuk e outros, 9 de junho de 2005), "Pressure based System and Method for Determining Cardiac Stroke Volume"). Assim, uma forma de estimar o SV é aplicar a relação:

SV = Κσ(Ρ) = K desvio padrão(P) (Equação 4)

onde K é um fator de escalonamento e a partir do qual se segue: CO = Ko(P)HR = K desvio padrão(P)HR. (Equação 5)

Esta proporcionalidade entre o SV e o desvio padrão da forma de onda da pressão arterial é baseada na observação de que a pulsabilidade de uma forma de onda de pressão é criada pelo SV cardíaco na árvore arte- rial como uma função do tônus vascular (isto é, o desempenho vascular e a resistência periférica). O fator de escalonamento K das equações 4 e 5 é uma estimativa do tônus vascular. Recentemente, um dos presentes inventores também publicou

que o tônus vascular pode ser confiavelmente estimado usando as caracte- rísticas de formação da forma de onda da pressão de pulso arterial em com- binação com uma medição do desempenho vascular dependente da pressão e dos dados antropométricos do paciente tais como idade, sexo, altura, peso e área de superfície do corpo (BSA): Patente U.S. Publicada N0 2005/0124904 A1 (Luchy Roteliuk, 9 de junho de 2005), "Arterial pressure- based automatic determination of a parameter cardiovascular"). Para quanti- ficar a informação da forma de onda da pressão de pulso arterial, ele usou momentos estatísticos no domínio de tempo de ordem mais alta da forma de onda da pressão de pulso arterial (tal como curtose e obliqüidade) em adição aos momentos estatísticos ponderados da pressão novamente derivados. Assim, o tônus vascular é calculado como uma função de uma combinação de parâmetros usando um modelo de regressão multivariada com a seguinte forma geral:

K =χ(μΤι,μτ2,.. μτκ,μρι,μρ2,···μρκ,C(P),BSA1Idade,G...) (Equação 6)

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onde

K é tônus vascular (o fator de calibração nas equações 4 e 5), Xé um modelo estatístico de múltipla regressão,

μτι·..μτκ são os momentos estatísticos no domínio de tempo da 1a a ka or- dem da forma de onda da pressão de pulso arterial,

μρι...μρκ são os momentos estatísticos ponderados de pressão da 1a a ka ordem da forma de onda da pressão de pulso arterial,

C(P) é o desempenho vascular dependente da pressão calculado usando os métodos propostos por Langwouters e outros, 1984 ("The Static Properties of 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameters of a New Model", J. Biomechanics, Vol. 17, N0 6, pág. 425-435, 1984), BSA é uma área de superfície do corpo do paciente (função da altura e do peso),

Idade é a idade de um paciente, e G é o sexo de um paciente.

O conjunto de vaiáveis preditoras para calcular o fator K do tô- nus vascular usando o modelo multivariado χ, estava relacionado à "verda- deira" medição do tônus vascular, determinada como uma função de CO medida através da termodiluição e da pressão de pulso arterial, para uma população de teste ou indivíduos de referência. Isso cria um grupo de medi- ções de tônus vascular, cada uma das quais é uma função dos parâmetros de componente χ. A função de aproximação multivariada é então calculada, usando métodos numéricos conhecidos, que melhor se referem aos parâme- tros de χ a um dado grupo de medições de CO em algum sentido pré- definido. Uma função de ajustamento multivariado polinomial é usada para gerar os coeficientes do polinômio que fornece um valor de χ para cada con- junto de variáveis preditoras. Assim, o modelo multivariado tem a seguinte forma geral:

2' = [A1 A2 ... *

X~2 n.

(Equação 7)

onde Ai...An são os coeficientes do modelo de multiregressão polinomial, e X são as variáveis preditoras do modelo: Π/ \Pll - Pl.m]\

I Lu-!... Urk Up1... μΡί... hpk C(P) BSA Idcde G ...]Λ .......... J

Ρ,Λ Ργι, τη-

(Equação 8)

O método listado acima conta unicamente com uma medição de pressão de pulso arterial. Sua simplicidade e o fato de que ele não exige uma calibração são as vantagens deste método. Entretanto, devido à natu- reza empírica das relações de estimativa do tônus vascular, a precisão deste método pode ser baixa em algumas situações clínicas extremas onde as relações empíricas básicas do modelo não são válidas. Por essa razão, uma segunda medição independente pode ser benéfica se adicionada ao modelo de multiregressão básico. Como mostrado acima, muitas técnicas foram inventadas, am-

bas não invasivas e invasivas, para medir SV e CO, e particularmente para detectar o desempenho vascular, a resistência periférica e o tônus vascular. Deveria ser apreciado que existe uma necessidade por um sistema e méto- do para estimar CO, ou qualquer parâmetro que pode ser derivado dele ou usando CO, que é robusto e preciso e que é menos sensível à calibração e erros computacionais. Breve Descrição dos Desenhos

A Figura 1 ilustra um exemplo de duas curvas de pressão san- güínea representando duas medições diferentes de pressão arterial recebi- das a partir de um indivíduo de acordo com uma modalidade da invenção.

A Figura 2 ilustra um exemplo de uma medição de Eletrocardio- grama (ECG) e uma medição de pressão arterial recebida a partir de um in- divíduo de acordo com uma modalidade da invenção.

A Figura 3 é um gráfico que ilustra a relação entre o tempo de propagação da pressão de pulso arterial e o desempenho arterial de acordo com uma modalidade da invenção.

A Figura 4 é um gráfico que ilustra a relação entre o tempo de propagação da pressão de pulso arterial e o tônus vascular na recuperação dos pacientes de interrupção cardíaca de acordo com uma modalidade da invenção. As Figuras 5 e 6 são gráficos que ilustram a correlação entre o tempo de propagação da pressão de pulso arterial e o tônus vascular para diferentes condições hemodinâmicas dos indivíduos de acordo com várias modalidades da invenção.

As Figuras 7 a 9 são gráficos que ilustram a correlação entre a

CO calculada usando o tempo de propagação da pressão de pulso arterial, valores de Saída Cardíaca Contínua (CCO) e valores de CO medidos por medições de bolus de termodiluição (TD-CO) para estados hemodinâmicos diferentes dos indivíduos de acordo com várias modalidades da invenção. A Figura 10 é um gráfico que mostra a relação entre o CO esti-

mado usando o tempo de propagação da pressão de pulso arterial de acordo com várias modalidades da invenção e o CO estimado usando o sinal de pressão de pulso arterial.

A Figura 11 é um diagrama de bloco que mostra um sistema e- xemplificado usado para executar os vários métodos descritos aqui de acor- do com várias modalidades da invenção.

A Figura 12 é um fluxograma que mostra um método de acordo com uma modalidade da invenção. Sumário da Invenção Uma modalidade da invenção fornece um método para determi-

nar um parâmetro cardiovascular que inclui receber um sinal de entrada cor- respondendo a uma medição de pressão arterial por um intervalo que cobre ao menos um ciclo cardíaco, determinar um tempo de propagação do sinal de entrada, determinar ao menos um momento estatístico do sinal de entra- da, e determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tem- po de propagação e ao menos um momento estatístico.

Uma modalidade da invenção fornece um aparelho para deter- minar um parâmetro cardiovascular incluindo uma unidade de processamen- to para receber um sinal de entrada que corresponde a uma medição de pressão arterial em um intervalo que cobre ao menos um ciclo cardíaco, de- terminar um tempo de propagação do sinal de entrada, determinar ao menos um momento estatístico do sinal de entrada e determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação e ao menos um

momento estatístico.

Descrição Detalhada da Invenção

Métodos e sistemas que implementam as modalidades das vá- rias características da invenção serão agora descritos com relação aos de- senhos.

Os desenhos e as descrições associadas são fornecidos para ilustrar as modalidades da invenção e não limitam o escopo da invenção. Referência na especificação a "uma modalidade" pretende indicar que uma característica, estrutura, ou característica particular descrita em conjunto com a modalidade está incluída em ao menos uma modalidade da invenção. Os aspectos da frase "uma modalidade" em vários lugares na especificação não estão necessariamente todos se referindo a mesma modalidade. Por todos os desenhos, os números de referência são reutilizados para indicar a correspondência entre os elementos referenciados.

Em termos mais amplos, a invenção envolve a determinação de um valor cardíaco, tal como um volume sistólico (SV), e/ou um valor derivado a partir do SV tal como a saída cardíaca (CO), usando o tempo de propaga- ção da pressão de pulso arterial. O tempo de propagação da pressão de pulso arterial pode ser medido usando as formas de onda de pressão arterial que são proporcionais ou derivadas da pressão de pulso arterial, medições de ele- trocardiograma, medições de bioimpedância, outros parâmetros cardiovascu- lares, etc. Essas medições podem ser feitas com um instrumento invasivo, não invasivo ou minimamente invasivo ou uma combinação de instrumentos. A invenção pode ser usada com qualquer tipo em questão, se

humano ou animal. Como é antecipado que o uso mais comum da invenção será em humanos em uma configuração de diagnóstico, a invenção é descri- ta abaixo primariamente em uso com um "paciente". Isto é a título de exem- plo somente, entretanto, pretende-se que o termo "paciente" deva abranger todos os indivíduos, ambos os seres humanos e animais, sem levar em con- sideração a configuração.

A Figura 1 ilustra um exemplo de duas curvas de pressão san- güínea representando duas medições diferentes de pressão arterial recebi- das de um indivíduo. A curva de topo representa uma medição de pressão arterial central detectada da aorta do indivíduo e a curva de base representa uma medição detectada a partir da artéria radial do indivíduo. O tempo de propagação da pressão de pulso (tpr0p) pode ser medido como o tempo de trânsito entre as duas medições de pressão arterial.

O raciocínio de usar o tempo de propagação da pressão de pul- so para medições hemodinâmicas é baseado em um princípio básico de bi- omecânica cardiovascular. Ou seja, se o sangue bombeado do coração do indivíduo através de um vaso completamente rígido, mediante a contração do coração, a forma de onda de pressão estaria instantaneamente presente em qualquer localização arterial distai no corpo do indivíduo. Entretanto, se o sangue bombeado do coração do indivíduo através de um vaso compatível, mediante a contração do coração, a forma de onda de pressão estaria pre- sente por algum período de tempo após o coração ser contraído em uma localização arterial distai no corpo do indivíduo.

O tempo de propagação da pressão de pulso pode ser medido invasivamente ou não invasivamente em várias localizações diferentes na forma de onda de pressão (ou qualquer outra forma de onda relacionada à forma de onda de pressão). No exemplo mostrado na Figura 1, o tempo de propagação da pressão de pulso pode ser medido usando duas diferentes medições de pressão arterial, por exemplo, uma medição de referência a partir da aorta e uma medição periférica a partir da artéria radial.

A Figura 2 ilustra um exemplo de usar um sinal de eletrocardio- grama como um sinal de referência para a medição do tempo de propagação. A curva de topo representa um sinal de eletrocardiograma (ECG) detectado com eletrodos localizados próximos ao coração do indivíduo e a curva de ba- se representa uma medição de pressão arterial detectada a partir da artéria periférica do indivíduo. Neste exemplo, o tempo de propagação da pressão de pulso arterial (tpr0p) pode ser medido usando o tempo de trânsito entre o sinal de ECG e a pressão arterial periférica. Similarmente, uma medição de bioim- pedância transtorácica poderia ser usada como um sítio de referência, e o tempo de propagação poderia ser medido como um tempo de trânsito contra uma medição periférica derivada ou proporcional à pressão arterial.

O tempo de propagação da pressão de pulso arterial fornece uma medição indireta das propriedades físicas (isto é, mecânicas) de um segmento de vaso entre os dois sítios de gravação. Estas propriedades incluem primari- amente as propriedades geométricas e elásticas das paredes arteriais. As propriedades das paredes arteriais, por exemplo, suas espessuras e diâme- tros de lúmen, são alguns dos principais determinantes do tempo de propaga- ção da pressão de pulso arterial. Como um resultado, o tempo de propagação da pressão de pulso depende principalmente do desempenho arterial.

A Figura 3 ilustra um exemplo onde o tempo de propagação da pressão de pulso aumenta com o aumento do desempenho arterial (C). Por- tanto, o tempo de propagação da pressão de pulso (tpr0p) pode ser represen- tado como uma função de um desempenho arterial (C), isto é,

ttrop = f(C). (Equação 9)

O tempo de propagação da pressão de pulso arterial pode então

ser usado como uma medição simples para estimar o desempenho arterial. O tempo de propagação pode ser usado como uma medição separada para avaliar um estado vascular do paciente ou pode ser usado em um algoritmo de saída cardíaca de contorno de pulso junto com outros parâmetros para se responsabilizar pelos efeitos do desempenho vascular, da resistência vascu- lar e tônus vascular. Em uma modalidade, o tempo de propagação da pres- são de pulso arterial é medido usando um sinal de pressão de pulso arterial a partir de artérias relativamente grandes (por exemplo, radial, femoral, etc.) e então a influência da resistência periférica é mínima. Também, esta medi- ção pode incluir o desempenho arterial médio entre os sítios de medição e pode não refletir a dependência de pressão do desempenho arterial.

A relação básica poderia ser derivada a partir da equação bem conhecida de Bramwell-Hill usada para calcular a velocidade da onda de pulso (PVW): PWVz =----V

dv P (Equação 10)

onde

dP é a mudança na pressão, dV é a mudança no volume, ρ é a densidade sangüínea, e V é o volume da linha de base.

O desempenho arterial (C) pode ser definido como a relação da mudança incrementai no volume (dV) resultando de uma mudança incre- mentai na pressão (dP), isto é,

áV C = —

dP (Equação 11)

Substituindo a equação (11) na equação (10), obtém-se a se- guinte equação:

ι ι

PWV2 -----F

c P (Equação 12)

Por outro lado, PWV é definido como segue:

L

PWV = -

tProp (Equação 13)

onde L é o comprimento vascular entre dois sítios de gravação e tpr0p é o tempo de propagação da pressão de pulso arterial.

Se a equação 13 é substituída pela equação 12, o desempenho

arterial pode ser dado por:

_ ι_ ι

c- -v-I^v (Equação14)

Se γ é definido como:

1 1 γ = — ■ - ■ V

^ P (Equação 15)

O desempenho arterial pode ser representado como:

C=Vipr0p (Equação 16)

onde o fator de escalonamento y é uma função que depende da densidade sangüínea, da distância vascular eficaz entre os dois sítios de gravação e o volume básico, isto é, y depende do volume vascular físico entre os dois sí- tios de gravação e viscosidade sangüínea (isto é, Hematócrito, etc.).

Baseado nas equações acima, o tempo de propagação da pres- são de pulso arterial pode ser usado em inúmeras diferentes formas.

1. O uso do tempo de propagação da pressão de pulso arterial para estimar o desempenho arterial. O tempo de propagação da pressão de pulso pode ser usado como uma entrada para um modelo hemodinâmico baseado no desvio padrão da pressão de pulso arterial para avaliar as mu- danças dinâmicas na pressão arterial criada pela ejeção sistólica. A CO po- de ser representada como uma função do desvio padrão da pressão de pul- so arterial como segue:

CO = K * dvp(P) * HR (Equação 17)

onde K, como foi mostrado acima, é um fator de escalonamento proporcional ao desempenho arterial, o dvp(P) é o desvio padrão da pressão de pulso arterial, e HR é a taxa de batimentos cardíacos.

Entende-se também que:

MAP

CO = C--

τ (Equação 18)

onde MAP é a pressão arterial média, τ é uma constante de caimento de pressão exponencial, e C1 como K, é um fator de escalonamento relacionado ao desempenho arterial.

A partir das equações 17 e 18, o fator de escalonamento K é uma medida igual ao desempenho vascular. Se o fator de escalonamento K na equação 17 fosse substituído pelo desempenho como dado na equação 16, CO pode ser calculado usando o desvio padrão da forma de onda de pressão de pulso arterial e o tempo de propagação da pressão de pulso arte- rial:

^O=Y- t~rop ■ dvp(Ρ) · H R (EqUação 19) onde o desvio padrão da pressão de pulso arterial pode ser calculado usan- do a equação:

I n

dvp(p)= j_J_£[P(>)_ pméiia]z

fe=1 (Equação 20)

onde η é o número total de amostras, P(k) é a pressão de pulso instantânea, e Pmédia é a pressão arterial média. A pressão arterial média pode ser defini- da como:

ι n

Pmiàia ~ ~ ^ P(Ji)

k=i (Equação 21)

A Figura 4 é um gráfico que ilustra a relação entre o quadrado do tempo de propagação da pressão de pulso arterial e o fator de escalona- mento K de pacientes durante a recuperação da cirurgia de enxerto cardía- co. A Figura 4 esboça dez (10) pontos de dados médios a partir de dez (10) diferentes pacientes. No exemplo da Figura 4, o tempo de propagação da pressão de pulso arterial foi calculado como um tempo de trânsito entre o sinal de ECG e a pressão arterial radial. Os dados mostrados na Figura 4 ilustram que os fatores de escalonamento K da equação 17 podem ser efi- cazmente estimados usando o tempo de propagação da pressão de pulso arterial como dado pela equação 16.

As Figuras 5 e 6 são gráficos que ilustram a correlação entre o tempo de propagação da pressão de pulso arterial e o fator de escalonamen- to K de equação 17 para diferentes estados hemodinâmicos dos dois indiví- duos. Ambas as tendências correspondem a dados animais obtidos de expe- rimentos que usam modelos animais suínos. Essas figuras mostram tendên- cias idênticas do fator de escalonamento Keo quadrado do tempo de pro- pagação da pressão de pulso. Os dados nas figuras 5 e 6 ilustram que os fatores de escalonamento K ou C das equações 17 e 18 podem ser eficaz- mente estimados usando o tempo de propagação da pressão de pulso arte- rial.

O fator de escalonamento γ da equação 19 pode ser determina- do usando qualquer função pré-determinada do tempo de propagação e da pressão P(t); assim,

Y=Titpmp,P) (Equação 22)

onde Γ é uma função pré-determinada do tempo de propagação e da pres- são, usados para desenvolver os métodos computacionais para estimar γ.

Qualquer técnica de CO conhecida e independente pode ser u- sada para determinar esta relação, se invasiva, por exemplo, termodiluição, ou não invasiva, por exemplo, ecocardiografia transesofágica (TEE) ou me- dição de bioimpedância. A invenção fornece tendência contínua de CO entre as medições intermitentes tais como TD ou TEE.

Mesmo se uma técnica invasiva tal como o cateterismo é usada para determinar γ, ela não será geralmente necessária para deixar o cateter no paciente durante a sessão subseqüente de monitoramento de CO. Além disso, mesmo quando usando uma técnica de calibração baseada em cate- ter para determinar y, não é necessário que a medição seja feita próxima ao coração, de preferência, a medição de calibração pode ser feita na artéria femoral. Como tal, mesmo quando uma técnica invasiva é usada para de- terminar γ, a invenção como um todo é ainda minimamente invasiva já que qualquer cateterismo pode ser periférico ou temporário.

Como discutido acima, ao invés de medir a pressão arterial dire- tamente, qualquer outro sinal de entrada pode ser usado que é proporcional à pressão sangüínea. Isto significa que a calibração pode ser feita em quais- quer ou todos os vários pontos nos cálculos. Por exemplo, se algum sinal além da própria pressão arterial é usado como um sinal de entrada, então ele pode ser calibrado para pressão sangüínea antes que seus valores se- jam usados para calcular o desvio padrão, ou subseqüentemente, caso no qual ou valor de desvio padrão resultante pode ser escalonado, ou o valor SV resultante pode ser calibrado (por exemplo, configurando γ apropriada- mente), ou alguma função final de SV (tal como CO) pode ser escalonada. Em resumo, o fato de que a invenção pode em alguns casos usar um sinal de entrada diferente de uma medição direta da pressão arterial não limita sua capacidade de gerar uma estimativa SV precisa.

Em adição à viscosidade sangüínea, γ depende principalmente do volume vascular físico entre dois sítios de gravação. É claro, o compri- mento eficaz (L) e o volume eficaz (V) entre os dois sítios de gravação po- dem não ser conhecidos. A ramificação vascular e as diferenças de paciente para paciente são duas principais razões de porque o volume vascular físico eficaz entre dois sítios de gravação pode não ser conhecido. Entretanto, é óbvio que esse volume físico é proporcional aos parâmetros antropométricos do paciente e então ele pode ser estimado indiretamente usando os parâme- tros antropométricos do paciente. Os parâmetros antropométricos podem ser derivados de vários parâmetros tais como distância medida (I) entre os dois sítios de gravação, peso do paciente, altura do paciente, sexo do paciente, idade do paciente, bsa do paciente, etc., ou qualquer combinação desses fatores. Em uma modalidade, todos os parâmetros antropométricos, por e- xemplo, a distância (I) entre os sítios de gravação, peso do paciente, altura do paciente, sexo do paciente, idade do paciente, bsa do paciente, podem ser usados para calcular y. Valores adicionais são também preferencialmen- te incluídos no cálculo para levar outras características em consideração. Em uma modalidade, a taxa cardíaca HR (ou o período de R ondas) pode ser usada. Assim,

γ = ΓΜ(Ι, Η, W, BSA1Idade1G, HR) (Equação 23)

onde

I é a distância medida entre os dois sítios de gravação, H é a altura do paciente, W é o peso do paciente, BSA é o bsa do paciente, Idade é a idade do paciente, G é o sexo do paciente, HR é a taxa cardíaca do paciente, ΓΜ é um modelo multivariado.

O conjunto de variáveis preditoras para calcular γ, usando o modelo multivariado Γ, está relacionado à medição de desempenho vascular "verdadeira", determinada como uma função de CO medida através da ter- modiluição e da pressão de pulso arterial, para uma população de teste ou indivíduos de referência. Isto cria um grupo de medições de desempenho, cada uma das quais é uma função dos parâmetros de componente de ΓΜ. A função de aproximação multivariada é então calculada usando métodos nu- méricos que melhor se referem aos parâmetros de ΓΜ a um dado grupo de medições de CO de uma forma pré-definida. Uma função de ajustamento multivariada polinomial é usada para gerar os coeficientes do polinômio que fornece um valor de ΓΜ para cada conjunto das variáveis preditoras. Assim, o modelo multivariado tem a seguinte equação geral:

ΓΜ = [O1 Q2 - qJ*

»1

(Equação 24)

Onde ai...an são os coeficientes do modelo de multiregressão polinomial, e Y são as variáveis preditoras do modelo:

Kn,!= [~]|[Z H W BSA Idãàe G HR]Λ ·.'· - ■·■ j

TM s ^n 1 »·' m ./

·· iHrnJ/ (Equação 25)

O uso do tempo de propagação da pressão de pulso arterial é para estimar o tônus vascular. O tônus vascular é um parâmetro hemodinâ- mico usado para descrever o efeito combinado de desempenho vascular e de resistência periférica. Na técnica anterior, as características de forma da forma de onda de pressão arterial em combinação com dados antropométri- cos dos pacientes e outros parâmetros cardiovasculares foram usados para estimar o tônus vascular (ver Roteliuk, 2005, "Arterial pressure-based auto- matic determination of a parameter cardiovascular"). O tempo de propaga- ção da pressão de pulso arterial pode ser também usado para estimar o tô- nus vascular. Em uma modalidade, o tempo de propagação da pressão de pulso arterial pode ser usado como um termo independente para um modelo de regressão multivariado para estimar continuamente o tônus vascular. Em uma modalidade, o tempo de propagação da pressão de pulso arterial pode ser usado em combinação com a informação de forma da forma de onda de pressão de pulso arterial para estimar o tônus vascular. Os momentos esta- tísticos da pressão arterial sensível à forma de ordem mais alta e os momen- tos de tempo ponderados por pressão podem ser usados como variáveis preditoras no modelo multivariado junto com o tempo de propagação da pressão de pulso arterial. Valores adicionais são também preferencialmente incluídos no cálculo para levar outras características em consideração. Por exemplo, a taxa cardíaca HR (ou período de ondas R), a área de superfície do corpo BSA, bem como o valor de desempenho não linear dependente de pressão C(P) podem ser calculados usando um método conhecido descrito por Langwouters, que calcula o desempenho como uma função polinomial da forma de onda da pressão e da idade e do sexo do paciente. Assim,

K = X(tProp, μη, μτ2,·.·, μτκ, μρι, μρ2.....Μρκ, C(P), BSA, Idade, G...) (Equação

26) onde

K é tônus vascular, Xé um modelo estatístico de multiregressão,

tprop é o tempo de propagação da pressão de pulso arterial, μτι...μτκ são os momentos estatísticos no domínio do tempo da 1a a ka or- dem da forma de onda de pressão de pulso arterial,

μρι.,.μρκ são os momentos estatísticos ponderados por pressão da 1a a ka ordem da forma de onda de pressão de pulso arterial,

C(P) é o desempenho vascular dependente da pressão calculado usando os métodos propostos por Langwouters e outros, 1984 ("The Static Elastic Pro- perties of 45 Human Thoracic e 20 Abdominal Aortas in vitro and the Para- meters of a New Model" J. Biomechanics, Vol. 17, N0 6, págs. 425-435, 1984),

BSA é uma área de superfície do corpo do paciente (função da altura e do peso),

Idade é a idade do paciente; e G é o sexo do paciente. Dependendo das necessidades de uma dada implementação da

invenção, um pode escolher não incluir ou a obliqüidade ou a curtose, ou um pode incluir até momentos de ordem mais alta. O uso dos primeiros quatro momentos estatísticos foi provado ser bem sucedido em contribuir para uma estimativa robusta e precisa de desempenho. Além disso, os parâmetros antropométricos além da HR e da BSA podem ser usados adicionalmente, ou ao invés de outros métodos que podem ser usados para determinar C(P)1 que pode até ser completamente omitido.

O método descrito exemplificado abaixo para calcular um valor do tônus vascular atual pode ser ajustado de uma forma conhecida para re- fletir o conjunto de parâmetros aumentado, diminuído, ou alterado. Uma vez que o conjunto de parâmetros para calcular K foi montado, ele pode estar relacionado a uma variável conhecida. Dispositivos e métodos existentes, incluindo as técnicas invasivas, tal como a termodiluiçâo, podem ser usados para determinar CO, HR e SVest para uma população de teste ou indivíduos de referência. Para cada um em questão, os dados antropométricos tais co- mo a idade, peso, BSA, altura, etc. podem também ser gravados. Isto cria um grupo de medições CO, cada um dos quais é uma função (inicialmente desconhecida) dos parâmetros de componente de K. Uma função de apro- ximação pode então ser calculada, usando os métodos numéricos conheci- dos, que melhor refere-se aos parâmetros para K dado o grupo de medições de CO no mesmo sentido pré-definido. Uma função de aproximação facil- mente calculada e bem entendida é a função polinomial. Em uma modalida- de, um rotina de ajustamento multivariado padrão é usada para gerar os coeficientes de um polinômio que fornece um valor de K para cada conjunto de parâmetros tprop, HR, C(P), BSA, μιΡ, oP, μ3Ρ, μ4ρ, μιτ, στ, μ3τ, Μ4Τ- Em uma modalidade, K é calculado como segue:

K = [A1 A2 ... An]*

A1 Xn

xη

(Equação 27)

onde

r-r / , Γ^-ι.χ - P„

λ'η,Ι = I I f [tvrcp>P71,Pn, - PTk P2,-V-Pk "0*) BSA ^ade G...]

Λ.1 ■* «n J

(Equação 28)

O uso da propagação de pressão de pulso arterial para estimar diretamente CO é discutido abaixo.

O tempo de propagação da pressão de pulso pode ser usado como um método independente para estimar CO. Isto é, o tempo de propa- gação da pressão de pulso arterial é independentemente proporcional a SV1 como mostrado abaixo:

L

SV= Kp ■

tprop (Equação 29)

CO pode ser estimado se a equação 29 é multiplicada por HR:

L

CO = Kp---HR

tprop (Equação 30)

O fator de escalonamento Kp pode ser estimado usando uma calibração direta, por exemplo, usando um valor de CO conhecido a partir de uma medição de termodiluição de bolus ou outra medição CO de padrão ouro. As Figuras 7 a 9 são gráficos que ilustram a correlação entre o CO cal- culado usando o tempo de propagação da pressão de pulso como mostrado na equação 30 (COprop), Saída Cardíaca Contínua (CCO) e valores CO medidos por medições de bolus por termodiluição intermitente (ICO). O CCO e o ICO são medidos usando o monitor de Vigilância fabricado por Edwards Lifesciences of Irvine, Califórnia. As medições foram executadas em mode- los de animais suínos em diferentes estados hemodinâmicos dos animais. Esses gráficos mostram experimentalmente que as mudanças em CO são referidas às mudanças no tempo de propagação da pressão de pulso e que este pode ser usado como um método independente para estimar CO. O fator de escalonamento Kp da equação 30 pode ser determi-

nado usando qualquer função pré-determinada do tempo de propagação e CO ou SV. Qualquer técnica independente de CO pode ser usada para de- terminar esta relação, se invasiva, por exemplo, termodiluição, ou não inva- siva, por exemplo, a ecocardiografia transesofágica (TEE) ou medição de bioimpedância. A invenção fornece a tendência contínua de CO entre as medições intermitentes tais como TD ou TEE.

Mesmo se uma técnica invasiva, tal como o cateterismo, é usada para determinar Kp, ela pode não ser necessária para deixar o cateter no paciente durante a sessão de monitoramento de CO subseqüente. Além dis- so, mesmo quando usando a técnica de calibração baseada em cateter para determinar Kp, ela não é necessária para que a medição seja feita próxima do coração, de preferência, a medição de calibração pode ser feita na artéria femoral. Como tal, mesmo quando uma técnica invasiva é usada para de- terminar Kp, o método é ainda minimamente invasivo já que qualquer catete- rismo pode ser periférico ou temporário.

A abordagem mostrada na equação 30 permite que a medição que CO seja executada completamente de forma não invasiva, se as técni- cas não invasivas são usadas para medir o tempo de propagação e se uma função pré-definida ou relação é usada para medir Kp. As técnicas não inva- sivas para medir o tempo de propagação podem incluir, mas não estão limi- tadas a: ECG, medições de pressão arterial não invasivas, medições de bio- impedância, medições de oximetria de pulso óptica, medições de ultrasom Doppler, ou quaisquer outras medições derivadas ou proporcionais a elas ou qualquer combinação delas (por exemplo: usando a medição da velocidade de pulso de ultrasom Doppler para medir o sinal de referência próximo ao coração e usando uma medição de bioimpedância para medir o sinal perifé- rico, etc.).

O fator de escalonamento Kp, depende principalmente da visco- sidade sangüínea e a distância vascular física e do volume entre os dois sí- tios de gravação. É claro que o comprimento eficaz (L) e o volume eficaz (V) entre os sítios de gravação podem não ser conhecidos. A ramificação vascu- lar e as diferenças de paciente para paciente são duas principais razões de porque o volume vascular físico eficaz entre os dois sítios de gravação pode não ser conhecido. Entretanto, o volume físico pode ser proporcional aos parâmetros antropométricos do paciente e então ele pode ser estimado indi- retamente usando os parâmetros antropométricos do paciente. Os parâme- tros antropométricos podem ser derivados de vários parâmetros tais como distância medida (L) entre dois sítios de gravação, peso do paciente, altura do paciente, sexo do paciente, idade do paciente, bsa do paciente, etc., ou qualquer combinação destes parâmetros. Em uma modalidade, todos os pa- râmetros antropométricos, por exemplo, a distância (L) entre os sítios de gravação, peso do paciente, altura do paciente, sexo do paciente, idade do paciente, bsa do paciente, podem ser usados para calcular Kp. Assim, Kp = M(L, H, W, BSA, Idade, G) (Equação 31) onde

L é a distância entre os dois sítios de gravação, H é a altura do paciente, W é o peso do paciente, BSA é a bsa do paciente, Idade é a idade do paciente, G é o sexo do paciente,

M é um modelo de regressão linear multivariado.

modelo multivariado M, é relacionado à medição de CO "verdadeira", deter- minada como uma função do tempo de propagação, onde CO é medida a- través da termodiluição, para uma população de teste ou indivíduos de refe- rência. Isso cria um grupo de medições, cada uma das quais é uma função dos parâmetros de componente de Μ. A função de aproximação multivariada é então calculada usando métodos numéricos conhecidos que melhor se referem aos parâmetros de M a um dado grupo de medições de CO em al- gum sentido pré-definido. Uma função de ajustamento multivariado polino- mial é usada para gerar os coeficientes do polinômio que fornecem um valor de M para cada conjunto das variáveis preditoras. Assim, o modelo multiva- riado tem a seguinte equação:

onde a-i...an são os coeficientes do modelo de multiprogressão polinomial, e Y são as variáveis preditoras do modelo:

O conjunto de variáveis preditoras para calcular Kp, usando o

M = Ja1 a2 ... a j *

Yl

(Equação 32)

Jl [L H W BSA Idade G]A ' (Equação 33)

A Figura 10 é um gráfico que mostra a relação entre a CO esti- mada usando a equação 17 (COstd sobre o eixo x) e a CO estimada usando a equação 30 (COpr0p sobre o eixo y) a partir de uma série de experimentos com animais. Os dados mostram as medições de CO a partir de um total de dez (10) porcos. Três (3) pontos de dados selecionados de cada porco são usados para o gráfico. De modo a cobrir uma ampla faixa de CO1 cada ponto de dados selecionado corresponde a um diferente estado hemodinâmico do porco: estados vasodilatado, vasoconstrito, hipovolêmico, respectivamente. A proporcionalidade mostrada na figura 10 é a prova experimental da eficá- cia e a confiabilidade de usar o tempo de propagação para estimar CO. A Figura 11 é um diagrama de bloco que mostra um sistema e-

xemplificado usado para executar os vários métodos descritos aqui. O sis- tema pode incluir um paciente 100, um transdutor de pressão 201, um cate- ter 202, eletrodos de ECG 301 e 302, unidades de condicionamento de sinal 401 e 402, um multiplexador 403, um conversor analógico-digital 405 e uma unidade de computação 500. A unidade de computação 500 pode incluir um módulo de dados específico de paciente 501, um módulo de fator de escalo- namento 502, um módulo de momento 503, um módulo de desvio padrão 504, um módulo de tempo de propagação 505, um módulo de volume sistóli- co 506, um módulo de saída cardíaca 507, um módulo de taxa cardíaca 508, um dispositivo de entrada 600, um dispositivo de saída 700, e um monitor de taxa cardíaca 800. Cada unidade e módulo podem ser implementados em hardware, software, ou uma combinação de hardware e software.

O módulo de dados específicos de paciente 501 é um módulo de memória que armazena os dados do paciente tais como a idade, altura, pe- so, sexo, BSA do paciente, etc. Esses dados podem ser inseridos usando o dispositivo de entrada 600. O módulo de fator de escalonamento 502 recebe os dados do paciente e executa os cálculos para calcular o fator de desem- penho de escalonamento. Por exemplo, o módulo de fator de escalonamento 502 coloca os parâmetros na expressão dada acima ou em alguma outra expressão derivada criando-se uma função de aproximação que melhor se ajusta a urn conjunto de dados ae teste. O móduio de fator de escalonamen- to 502 pode também determinar a janela de tempo [tO, tf] pela qual cada de- sempenho vascular, tônus vascular, estimativa de SV e/ou CO é gerada. Isso pode ser feito simplesmente escolhendo quais e quantos dos valores armazenados, consecutivos e discretos são usados em cada cálculo.

O módulo de momento 503 determina ou estima o momento no domínio do tempo estatístico de ordem mais alta da pressão de pulso arterial e os momentos ponderados. O módulo de desvio padrão 504 determina ou estima o desvio padrão da forma de onda de pressão de pulso arterial. O módulo de tempo de propagação 505 determina ou estima o tempo de pro- pagação da forma de onda da pressão de pulso arterial. O fator de escalonamento, os momentos estatísticos de ordem

mais alta, o desvio padrão e o tempo de propagação são inseridos no módu- lo de volume sistólico 506 para produzir ou estimar um valor SV. Um monitor de taxa cardíaca 800 ou rotina de software 508 (por exemplo, usando a aná- lise de Fourier ou derivada) pode ser usado para medir a taxa cardíaca do paciente. O valor ou estimativa de SV da taxa cardíaca do paciente é inseri- do no módulo de saída cardíaca 507 para produzir uma estimativa de CO usando, por exemplo, a equação CO = SV*HR.

Como mencionado acima, pode ser necessário que o sistema calcule SV ou CO se esses valores não são de interesse. O mesmo é verda- deiro para o desempenho vascular, para o tônus vascular e para a resistên- cia periférica. Em tais casos, os módulos correspondentes podem não ser necessários e podem ser omitidos. Por exemplo, a invenção pode ser usada para determinar o desempenho arterial. Entretanto, como a figura 11 ilustra, quaisquer ou todos os resultados, SV, CO, o desempenho vascular, o tônus vascular e a resistência periférica podem ser exibidos no dispositivo de saída 700 (por exemplo, um monitor) para apresentação e interpretação por um usuário. Como com o dispositivo de entrada 600, o dispositivo de saída 700 pode tipicamente ser o mesmo quando é usado pelo sistema para outros propósitos.

A invenção adicionalmente refere-se a um programa de compu-

tador carregável em urna unidade de computador ou uma unidade de com- putação 500 de modo a executar o método da invenção. Além disso, os vá- rios módulos 501 a 507 podem ser usados para executar os vários cálculos e executar as etapas do método referidas de acordo com a invenção e po- dem também ser armazenadas como instruções executáveis por computador em um meio legível por computador de modo a permitir que a invenção seja carregada e executada por diferentes sistemas de processamento.

Enquanto certas modalidades exemplificadas foram descritas e mostradas nos desenhos em anexo, entende-se que tais modalidades são meramente ilustrativas e não restritivas na invenção ampla, e que esta in- venção não está limitada às construções e arranjos específicos mostrados e descritos, visto que várias outras mudanças, combinações, omissões, modi- ficações e substituições, adicionalmente àquelas apresentadas nos parágra- fos acima, são possíveis. Aqueles versados na técnica apreciarão que várias adaptações e modificações da modalidade preferencial descrita podem ser configuradas sem abandonar o escopo e o espírito da invenção. Então, en- tende-se que, dentro do escopo das reivindicações em anexo, a invenção pode ser praticada além de como especificamente descrito aqui.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Método para determinar um parâmetro cardiovascular com- preendendo: receber um sinal de entrada correspondendo a uma medição de pressão arterial por um intervalo que cobre ao menos um ciclo cardíaco; determinar um tempo de propagação do sinal de entrada; e determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação.

2. Método, de acordo com a reivindicação 1, adicionalmente compreendendo determinar ao menos um momento estatístico do sinal de entrada.

3. Método, de acordo com a reivindicação 2, onde a etapa de de- terminar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação inclui determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando ao menos um momento estatístico.

4. Método, de acordo com a reivindicação 2, onde ao menos um momento estatístico do sinal de entrada é selecionado a partir de um grupo que consiste de um desvio padrão do sinal de entrada e um momento esta- tístico que tem uma ordem maior do que dois, da curtose do sinal de entrada e da obliqüidade do sinal de entrada.

5. Método, de acordo com a reivindicação 1, onde o parâmetro cardiovascular é selecionado a partir de um grupo que consiste do desem- penho arterial, resistência vascular, saída cardíaca e volume sistólico.

6. Método, de acordo com a reivindicação 1, onde a etapa de de- terminar um tempo de propagação do sinal de entrada inclui determinar um tempo de trânsito entre um sinal de referência detectado próximo ao coração de um indivíduo e um sinal arterial periférico detectado próximo a uma arté- ria do indivíduo.

7. Método, de acordo com a reivindicação 6, onde o sinal de re- ferência é selecionado a partir de um grupo que consiste de uma medição de eletrocardiograma, urna medição de pressão da aorta centrai, uma medição de bioimpedância transtorácica e uma medição da velocidade sangüínea de ultrasom Doppler.

8. Método, de acordo com a reivindicação 6, onde o sinal da ar- téria periférica é selecionado a partir de um grupo que consiste de uma me- dição de pressão arterial, uma medição de oximetria óptica que mede a satu- ração de oxigênio do sangue do indivíduo, uma medição de bioimpedância periférica e uma medição da velocidade sangüínea do ultrasom Doppler.

9. Método, de acordo com a reivindicação 1, onde determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação também inclui usar o desvio padrão do sinal de entrada para determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular.

10. Método, de acordo com a reivindicação 1, adicionalmente compreendendo receber um parâmetro antropométrico do indivíduo.

11. Método, de acordo com a reivindicação 10, onde determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação também inclui usar o parâmetro antropométrico para determinar uma estima- tiva do parâmetro cardiovascular.

12. Método, de acordo com a reivindicação 10, adicionalmente compreendendo estimar um valor de desempenho arterial usando o tempo de propagação e o parâmetro antropométrico.

13. Método, de acordo com a reivindicação 12, adicionalmente compreendendo estimar um volume sistólico usando o valor de desempenho arterial e um desvio padrão do sinal de entrada.

14. Método, de acordo com a reivindicação 13, adicionalmente compreendendo: receber uma medição da taxa cardíaca de um indivíduo; e estimar a saída cardíaca usando a medição da taxa cardíaca e o volume sistólico.

15. Método, de acordo com a reivindicação 14, adicionalmente compreendendo estimar a saída cardíaca usando o desempenho arterial e o desvio padrão.

16. Método, de acordo com a reivindicação 15, adicionalmente compreendendo: receber um valor de saída cardíaca de calibração; e calcular uma constante de calibração como um quociente entre a estimativa de saída cardíaca de calibração e o produto da taxa cardíaca, do desempenho arterial e do desvio padrão.

17. Método, de acordo com a reivindicação 12, onde estimar um valor de desempenho arterial compreende adicionalmente: determinar uma função de aproximação referindo-se a uma plu- ralidade de medições de referência para o desempenho arterial, onde a fun- ção de aproximação é uma função do tempo de propagação do sinal de en- trada e do parâmetro antropométrico; e estimar o valor de desempenho arterial do indivíduo avaliando a função de aproximação com o tempo de propagação do sinal de entrada e do parâmetro antropométrico.

18. Método, de acordo com a reivindicação 1, adicionalmente compreendendo: calcular um valor de tempo de propagação do componente para cada uma da pluralidade de ciclos cardíacos; calcular um valor de tempo de propagação composto como uma média dos valores do tempo de propagação de componente; e usar o valor de tempo de propagação composto no cálculo de uma estimativa do parâmetro cardiovascular.

19. Aparelho para determinar um parâmetro cardiovascular, compreendendo: uma unidade de processamento para: receber um sinal de entrada que corresponde a uma medição de pressão arterial por um intervalo que cobre ao menos um ciclo cardíaco; determinar um tempo de propagação do sinal de entrada; e determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação.

20. Aparelho, de acordo com a reivindicação 19, onde a unidade de processamento determina ao menos um momento estatístico do sinal de entrada.

21. Aparelho, de acordo com a reivindicação 20, onde a unidade de processamento determina uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando ao menos um momento estatístico.

22. Aparelho, de acordo com a reivindicação 20, onde ao menos um momento estatístico do sinal de entrada é selecionado a partir de um grupo que consiste de um momento estatístico tendo uma ordem maior do que dois, da curtose do sinal de entrada, da obliqüidade do sinal de entrada e de um desvio padrão do sinal de entrada.

23. Aparelho, de acordo com a reivindicação 19, onde o parâme- tro cardiovascular é selecionado a partir de um grupo que consiste de de- sempenho arterial, resistência vascular, saída cardíaca e volume sistólico.

24. Aparelho, de acordo com a reivindicação 19, onde a unidade de processamento determina um tempo de propagação do sinal de entrada determinando um tempo de trânsito entre um sinal de referência detectado próximo a um coração de um indivíduo e um sinal arterial periférico detecta- do próximo a uma artéria do indivíduo.

25. Aparelho, de acordo com a reivindicação 24, onde o sinal de referência é selecionado a partir de um grupo que consiste de uma medição de eletrocardiograma, uma medição de pressão aórtica central, uma medi- ção de bioimpedância transtorácica e uma medição da velocidade sangüínea do ultrasom Doppler.

26. Aparelho, de acordo com a reivindicação 24, onde o sinal ar- terial periférico é selecionado a partir de um grupo que consiste de uma me- dição de pressão arterial, de uma medição de oximetria óptica que mede a saturação de oxigênio do sangue do indivíduo, uma medição de bioimpe- dância periférica e uma medição da velocidade sangüínea do ultrasom Dop- pler.

27. Aparelho, de acordo com a reivindicação 19, onde a unidade de processamento determina uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando um desvio padrão do sinal de entrada.

28. Aparelho, de acordo com a reivindicação 19, onde a unidade de processamento recebe um parâmetro antropométrico do indivíduo.

29. Aparelho, de acordo com a reivindicação 28, onde a unidade de processamento determina uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação e o parâmetro antropométrico.

30. Aparelho, de acordo com a reivindicação 28, onde a unidade de processamento estima um valor de desempenho arterial usando o tempo de propagação e o parâmetro antropométrico.

31. Aparelho, de acordo com a reivindicação 30, adicionalmente compreendendo estimar um volume sistólico usando o valor de desempenho arterial e um desvio padrão do sinal de entrada.

32. Aparelho, de acordo com a reivindicação 31, adicionalmente compreendendo: receber uma medição de taxa cardíaca de um indivíduo; e estimar a saída cardíaca usando a medição de taxa cardíaca e o volume sistólico.

33. Aparelho, de acordo com a reivindicação 32, adicionalmente compreendendo estimar a saída cardíaca usando o desempenho arterial e o desvio padrão.

34. Aparelho, de acordo com a reivindicação 33, adicionalmente compreendendo: receber um valor de saída cardíaca de calibração; e calcular uma constante de calibração como um quociente entre a estimativa de saída cardíaca de calibração e o produto da taxa cardíaca, do desempenho arterial e do desvio padrão.

35. Aparelho, de acordo com a reivindicação 29, onde estimar um valor de desempenho arterial adicionalmente compreende: determinar uma função de aproximação referindo-se a uma plu- ralidade de medições de referência para o desempenho arterial, onde a fun- ção de aproximação é uma função do tempo de propagação do sinal de en- trada e do parâmetro antropométrico; e estimar o valor de desempenho arterial do indivíduo avaliando a função de aproximação com o tempo de propagação do sinal de entrada e do parâmetro antropométrico.

36. Aparelho, de acordo com a reivindicação 19, adicionalmente compreendendo: calcular um valor de tempo de propagação de componente para cada um da pluralidade de ciclos cardíacos; calcular um valor de tempo de propagação composto como uma média dos valores de tempo de propagação do componente; e usar o valor de tempo de propagação composto no cálculo de uma estimativa do parâmetro cardiovascular.

37. Meio legível por máquina que fornece instruções, que quan- do executadas por um processador, leva o processador a determinar um parâmetro cardiovascular que compreende: receber um sinal de entrada correspondente a uma medição de pressão arterial por um intervalo que cobre ao menos um ciclo cardíaco; determinar um tempo de propagação do sinal de entrada; e determinar uma estimativa do parâmetro cardiovascular usando o tempo de propagação.