ES2616335T3

ES2616335T3 - Sistema de monitorización cardiaca

Info

Publication number: ES2616335T3
Application number: ES08796130.6T
Authority: ES
Inventors: Scott Matthew Chetham
Original assignee: Impedimed Ltd
Current assignee: Impedimed Ltd
Priority date: 2007-07-11
Filing date: 2008-07-09
Publication date: 2017-06-12
Anticipated expiration: 2028-07-09
Also published as: US8068906B2; AU2008275068B2; WO2009009616A1; US20120071772A1; US8509886B2; CA2692795C; CA2692795A1; EP2178434A1; JP2010533040A; AU2008275068A1; US20080009759A1; EP2178434B1

Abstract

Un método para determinar una medida de la función cardiaca en un sujeto, comprendiendo el método: (a) la determinación de una frecuencia característica para el sujeto; (b) la determinación de un componente de la impedancia en la frecuencia característica; y (c) la determinación de una medida de la función cardíaca utilizando el componente de la impedancia determinado en la frecuencia característica, caracterizado por que el componente de la impedancia es una fase.

Description

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DESCRIPCION

Sistema de monitorizacion cardiaca Antecedentes de la invencion

La presente invencion se refiere a metodos y aparatos para monitorizar parametros biologicos, y en particular, a un metodo y aparato para medir la funcion cardiaca en un sujeto utilizando la impedancia bioelectrica o componentes de impedancia bioelectrica.

La referencia a cualquier tecnica anterior en la presente memoria descriptiva no es, y no debe considerarse como, un reconocimiento o cualquier forma de sugerencia de que dicha tecnica anterior forma parte del conocimiento general comun.

Se estima que la cardiopaffa coronaria se convertira en el principal problema de salud publica en el mundo en 2020, Por lo tanto, el tratamiento de las cardiopaffas coronarias y otras enfermedades cardiovasculares representa y supone una carga sanitaria y economica cada vez mayor en todo el mundo en los proximos anos.

El gasto cardiaco (GC), que puede definirse como la cantidad de sangre expulsada por los ventffculos del corazon por minuto (medido en litros por minuto), se rige por las demandas metabolicas del cuerpo, y por lo tanto refleja el estado de todo el sistema circulatorio. Por este motivo, la medicion de gasto cardiaco es un aspecto esencial de la monitorizacion hemodinamica de pacientes con cardiopaffas o de pacientes que se estan recuperando de diversas formas de enfermedades cardiovasculares u otros tratamientos medicos.

Una de las tecnicas existentes para determinar la funcion cardiaca que se ha desarrollado se conoce como cardiograffa de impedancia (CI). La cardiograffa de impedancia implica la medicion de la impedancia electrica del cuerpo de un sujeto utilizando una serie de electrodos colocados en la superficie cutanea. Los cambios en la impedancia electrica en la superficie corporal se utilizan para determinar los cambios en el volumen tisular que se asocian con el ciclo cardiaco, y, en consecuencia, las mediciones del gasto cardiaco y otra funcion cardiaca.

Una complicacion en cardiograffa de impedancia es que la impedancia del valor basal del torax vaffa considerablemente entre los individuos, el intervalo indicado para un adulto es 20 Q-48 Q en una frecuencia comprendida entre 50 kHz-100 kHz. Los cambios en la impedancia como consecuencia del ciclo cardiaco son una fraccion relativamente pequena (0,5 %) de la impedancia del valor basal, lo que produce una senal muy fragil con una relacion de senal a ruido baja.

En consecuencia, se requiere un procesamiento de senales complejo para asegurar que las mediciones puedan interpretarse.

Un ejemplo de esto se describe en la publicacion de patente internacional n.° WO2004/032738. En este ejemplo, la capacidad de respuesta de un paciente a una corriente aplicada se modela utilizando el circuito equivalente mostrado en la FIG. 1. El circuito equivalente preve que:

• se dirija unicamente una corriente continua por el fluido extracelular puesto que la reactancia de la membrana celular sera infinita;

• se dirija una corriente alterna aplicada por las vfas extracelulares e intracelulares en una relacion depende de la frecuencia de la senal aplicada.

En consecuencia, el circuito equivalente incluye una ramificacion intracelular formada a partir de una capacitancia C que representa la capacitancia de las membranas celulares en la via intracelular y la resistencia Ri que representa la resistencia del fluido intracelular. El circuito tambien incluye una ramificacion extracelular formada a partir de la resistencia Re que representa la via conductiva por el tejido.

El documento WO2004/032738 opera en base al supuesto de que el ciclo cardiaco solo repercutira en el volumen del fluido extracelular en el torax del paciente, y por lo tanto, la funcion cardiaca puede derivarse al considerar los cambios en el componente extracelular de la impedancia. Esto se consigue mediante la aplicacion de una corriente alterna en varias frecuencias diferentes. La impedancia se mide en cada una de estas frecuencias y despues se extrapola para determinar la impedancia en la frecuencia aplicada cero, que corresponde, por lo tanto, a la resistencia Re. Esta se determina entonces a consecuencia de unicamente el componente de fluido extracelular y por tanto puede utilizarse para determinar los atributos de la funcion cardiaca, tales como el volumen sistolico.

No obstante, en la practica, la impedancia en la frecuencia cero no se debe unicamente a los fluidos extracelulares, sino que se ve influenciada por otros factores. En particular, las celulas no actuan como un condensador perfecto y, en consecuencia, el fluido intracelular contribuira a la impedancia en una frecuencia aplicada cero.

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Otra cuestion en el documento WO2004/032738 es que el proceso determina la impedancia en la frecuencia aplicada cero utilizando el "modelo de Cole". Sin embargo, de nuevo, este asume un comportamiento idealizado del sistema, y, por consiguiente, no modela con precision la respuesta de bioimpedancia de un sujeto. En consecuencia, los parametros cardiacos determinados utilizando estas tecnicas tienden a poseer solo una precision limitada.

El documento WO-2005/122881 se refiere a un metodo para analizar la funcion cardiaca en un sujeto utilizando un sistema de procesamiento. El metodo incluye hacer que se apliquen una o mas senales electricas al sujeto utilizando un primer conjunto de electrodos, dichas una o mas senales electricas tienen una pluralidad de frecuencias. El metodo incluye determinar una indicacion de senales electricas medidas a traves de un segundo conjunto de electrodos aplicados al sujeto en respuesta a una o mas senales aplicadas. A rafz de esto y para varias instancias temporales secuenciales, el metodo incluye la determinacion, a partir de los datos indicadores y dichas una o mas senales aplicadas, de unos valores de impedancia instantaneos en cada una de las pluralidades de las frecuencias y la determinacion utilizando los valores de impedancia instantaneos de un parametro de impedancia intracelular. El parametro de impedancia intracelular en al menos un ciclo cardiaco se utiliza para determinar uno o mas parametros relacionados con la funcion cardiaca.

Sumario de la invencion

En la presente memoria se describen metodos y sistemas para determinar una o mas medidas de la funcion cardiaca. En general, estos metodos pueden implicar la determinacion de una frecuencia caractenstica real, la medicion de la impedancia instantanea o componentes de la impedancia en dicha frecuencia caractenstica, y el uso de valor o valores de la impedancia instantaneos (o un componente de la impedancia) para determinar una medida de la funcion cardiaca. Una frecuencia caractenstica puede determinarse mediante el analisis de la respuesta bioelectrica del cuerpo o del tejido del sujeto en varias frecuencias, como se describe con mayor detalle en la presente memoria. Una impedancia (o un componente de la impedancia, tal como reactancia, desplazamiento de fase, magnitud, resistencia) puede medirse de forma directa o derivada. Una frecuencia caractenstica puede determinarse para un sujeto particular, una vez, o periodicamente. Por ejemplo, cada medicion de la impedancia instantanea puede hacerse en una nueva frecuencia caractenstica. Esto se describe a continuacion con mayor detalle.

De acuerdo con la presente invencion, se proporciona un metodo para determinar una medida de una funcion cardiaca en un sujeto segun la reivindicacion 1.

En algunas variantes, la frecuencia caractenstica del sujeto se determina mediante la aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias al sujeto, la determinacion de un valor de impedancia instantaneo en cada una de las pluralidades de frecuencias, el ajuste de los valores de impedancia instantaneos a una funcion dependiente de la frecuencia, y la determinacion de la frecuencia caractenstica utilizando la funcion. La frecuencia caractenstica puede determinarse a partir de un maximo aproximado de la funcion. Por ejemplo, la funcion dependiente de la frecuencia puede ser una funcion en base a un grafico de Wessel o un grafico de Cole, o una curva de ajuste polinomico. La frecuencia caractenstica puede determinarse en cualquier intervalo de frecuencia apropiado. Por ejemplo, la frecuencia caractenstica puede determinarse mediante la aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias en el intervalo comprendido entre 2-10.000 kHz al sujeto.

En algunas variantes, la impedancia (o un componente de la impedancia) en la frecuencia caractenstica se determina mediante la comparacion de una senal electrica aplicada al sujeto (que tiene una frecuencia en aproximadamente la frecuencia caractenstica) con una senal electrica recibida procedente del sujeto en respuesta a la senal electrica aplicada. El componente de la impedancia determinada puede ser la reactancia, la fase (por ejemplo, desplazamiento de fase) o la magnitud. Por ejemplo, la reactancia o los valores de desplazamiento de fase medidos en la frecuencia caractenstica pueden utilizarse para medir (o estimar) una funcion cardiaca caractenstica. En general, los valores multiples ("instantaneos") para la impedancia o un componente de la impedancia pueden determinarse durante el curso de un ciclo cardiaco.

Cualquier medida apropiada de la funcion cardiaca se puede determinar utilizando la frecuencia caractenstica, incluyendo el volumen sistolico y el gasto cardiaco. Por ejemplo, el volumen sistolico puede determinarse multiplicando el maximo cambio en la impedancia durante un ciclo cardiaco por una o mas constantes que comprenden constantes en base a las caractensticas ffsicas del sujeto. Como se ha mencionado, la medida de la funcion cardiaca puede determinarse utilizando la impedancia (o un componente de la impedancia) en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales. Por ejemplo, los valores de reactancia instantaneos se pueden tomar durante un ciclo cardiaco completo (o una parte). La misma frecuencia caractenstica puede utilizarse para determinar los valores de impedancia instantaneos utilizados para determinar la medida de la funcion cardiaca, o la frecuencia caractenstica puede determinarse reiteradamente para cada punto temporal o un subconjunto de puntos temporales. Por ejemplo, la medida de la funcion cardiaca puede determinarse por la determinacion de la frecuencia caractenstica y la reactancia instantanea en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales.

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En la presente memoria se describen asimismo metodos para determinar una medida del gasto cardiaco en un sujeto que incluye las etapas de aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias al sujeto, la recepcion de una senal electrica procedente del sujeto en respuesta a la senal aplicada, la determinacion de una frecuencia caractenstica para el sujeto mediante la comparacion de las senales electricas aplicadas y recibidas, la determinacion de al menos un componente de la impedancia en la frecuencia caractenstica, y la determinacion de una medida de la funcion cardiaca utilizando al menos un componente de la impedancia determinado en la frecuencia caractenstica. Como se ha mencionado, la frecuencia caractenstica puede determinarse mediante la comparacion de las senales electricas aplicadas y recibidas para determinar un valor de impedancia instantaneo y el ajuste de los valores de impedancia instantaneos a una funcion dependiente de la frecuencia. Al menos un componente de la impedancia determinado en la frecuencia caractenstica puede ser la reactancia, la fase (por ejemplo, desplazamiento de fase), la magnitud, o la resistencia.

Se puede determinar cualquier medida apropiada de la funcion cardiaca, incluyendo el volumen sistolico y/o el gasto cardiaco. Por ejemplo, los indicios de la funcion cardiaca pueden determinarse en primer lugar mediante la identificacion de la frecuencia caractenstica, y luego la determinacion de los valores de reactancia instantaneos en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales (por ejemplo, durante un ciclo cardiaco completo). Una medida de la funcion cardiaca puede determinarse por la determinacion de los valores de desplazamiento de fase instantaneos en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales durante un ciclo cardiaco. Como se ha mencionado previamente, la medida de la funcion cardiaca puede determinarse por la determinacion de la frecuencia caractenstica y al menos un componente de la impedancia en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales durante un ciclo cardiaco.

De acuerdo con un aspecto adicional de la presente invencion, se proporciona un sistema para analizar la funcion cardiaca de un sujeto segun la reivindicacion 13. En algunas variantes, el sistema tambien incluye un generador de senales acoplado al procesador para generar las senales electricas aplicadas al sujeto. Los sistemas tambien pueden incluir uno o mas sensores para detectar las senales electricas procedentes del sujeto en respuesta a las senales electricas aplicadas.

En algunas variantes, el sistema tambien puede incluir una logica de procesamiento para determinar la medida del gasto cardiaco multiplicando al menos un componente de la impedancia (por ejemplo, reactancia, desplazamiento de fase) por una o mas constantes que comprenden las constantes en base a las caractensticas ffsicas del sujeto. La logica de procesamiento puede ser implementada por software, hardware, o cualquier combinacion de estos. Por consiguiente, el procesador puede ser un microprocesador configurado para ejecutar la logica de procesamiento.

Cualquiera de los sistemas descritos en la presente memoria tambien puede incluir uno o mas dispositivos de entrada en comunicacion con el procesador para introducir al menos algunas de las caractensticas ffsicas del sujeto. Por ejemplo, los sistemas pueden incluir un teclado, un raton, una memoria, conexion inalambrica o similares para recibir la entrada. Las caractensticas ffsicas pueden incluir la altura, el sexo, el peso, la frecuencia del pulso, la edad, el origen etnico, etc.

Breve descripcion de los dibujos

La FIG. 1 es un diagrama esquematico de un ejemplo de un circuito equivalente utilizado para modelar las caractensticas de conduccion del tejido biologico.

La FIG. 2 es un diagrama de flujo de un ejemplo de un proceso para determinar la funcion cardiaca.

Las FIG. 3A y 3B son diagramas esquematicos de un ejemplo de los efectos del flujo sangumeo en la orientacion de las celulas sangumeas.

La FIG. 4 es un diagrama esquematico de un segundo ejemplo de un circuito equivalente utilizado para modelar las caractensticas de conduccion del tejido biologico.

La FIG. 5 es un diagrama esquematico de un ejemplo de aparato para determinar la funcion cardiaca.

Las FIG. 6A a 6C son un diagrama de flujo de un segundo ejemplo de un proceso para determinar la funcion cardiaca.

La FIG. 7 es un ejemplo de una grafica de la impedancia representada frente a la frecuencia de una medicion de la impedancia.

La FIG. 8 es un ejemplo de un diagrama de Wessel de la susceptancia representada frente a la conductancia.

La FIG. 9 es un ejemplo de tres graficos que representan el tiempo de variacion de la impedancia del torax, el nivel de cambio de impedancia debido a la funcion cardiaca y un ECG.

La FIG. 10 es un diagrama de flujo a modo de ejemplo de un ejemplo de un proceso para determinar la funcion cardiaca.

La FIG. 11 es otro diagrama de flujo a modo de ejemplo de un ejemplo de un proceso para determinar la funcion cardiaca.

Descripcion detallada de la invencion

Un ejemplo de un proceso para determinar parametros de la funcion cardiaca relativa a un sujeto se describe con referencia a la FIG. 2.

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En particular, en la etapa 100, se aplican senales electricas alternas al sujeto en varias diferentes frecuencias fi, con senales electricas en todo el sujeto que estan siendo detectadas en cada una de las respectivas fi, en la etapa 110. La naturaleza de las senales aplicadas y detectadas dependera de la implementacion, como se describira a continuacion.

En la etapa 120, en una primera instancia temporal tn, se determina la impedancia Zi en cada frecuencia fi. En la etapa 130, la impedancia se utiliza para determinar un parametro de impedancia intracelular en el momento tn. En un ejemplo, esto se consigue utilizando un modelo apropiado, tal como un modelo EFC (elemento de fase constante), que se describira a continuacion con mas detalle.

Esto se realiza para varias instancias temporales secuenciales tn, tn+1, tn+2 hasta determinar que se ha analizado un ciclo cardiaco completo en la etapa 140. Esto puede lograrse mediante el seguimiento de las senales de ECG apropiadas, o, de modo alternativo, simplemente mediante el procesamiento de instancias temporales suficientes para asegurar que se ha detectado un ciclo cardiaco.

En la etapa 150, el parametro de impedancia intracelular, y en un ejemplo, los cambios en el parametro de impedancia intracelular, se utilizan para determinar los parametros cardiacos.

Esta tecnica tiene en cuenta que la fluctuacion de impedancia del torax durante el ciclo cardiaco es dependiente tanto de los cambios en el volumen sangumeo como de los cambios en la impedancia en la propia sangre.

La sangre es una suspension de eritrocitos, con una alta resistividad, y otras celulas en un fluido conductor denominado plasma. Los eritrocitos de la sangre estacionaria estan orientados al azar como se muestra en la FIG. 3A, y por tanto, la resistividad de la sangre estacionaria es isotropica. Debido a su forma biconcava, los eritrocitos tienden a alinearse en la sangre que fluye con sus ejes paralelos a la direccion del flujo, como se muestra en la FIG. 3B. En consecuencia, la resistividad de la sangre que fluye es anisotropica.

La anisotropfa de la resistividad se debe a la longitud mas larga del recorrido eficaz para la corriente que se desplaza de forma normal al eje del vaso sangumeo en comparacion con la corriente que fluye paralela al vaso sangumeo. Como resultado, la resistencia del fluido intracelular se altera en funcion de la orientacion de los eritrocitos, y por tanto, depende del flujo de la sangre.

Ademas, el alcance de la anisotropfa es dependiente de la velocidad de cizallamiento, ya que la orientacion de los eritrocitos se ve influida por las fuerzas viscosas en la sangre que fluye. Como resultado, la resistividad es, a su vez, tambien dependiente del caudal.

Por lo tanto, es posible tener esto en cuenta mediante la determinacion de la funcion cardiaca basandose en los parametros intracelulares, en lugar de utilizar parametros de impedancia extracelulares como en la tecnica anterior. Por tanto, esto puede lograrse utilizando el circuito equivalente mostrado en la FIG. 1, y mediante el uso de las mediciones de impedancia para determinar los parametros de impedancia en base a la capacitancia C y la resistencia Ri de la ramificacion intracelular.

Por consiguiente, en este caso, las mediciones de impedancia pueden utilizarse para determinar los valores de la resistencia intracelular Ri y la capacitancia C, por ejemplo, mediante la determinacion de los valores de Ro y R~ y despues utilizando estos para resolver la ecuacion de Cole con tecnicas matematicas apropiadas.

No obstante, en este caso, modelar la resistividad como un valor constante no refleja con exactitud la respuesta de impedancia de un sujeto, y, en particular, no modela con precision el cambio en la orientacion de los eritrocitos, u otros efectos de relajacion.

Para modelar con mas exito la conductividad electrica de la sangre, puede utilizarse un modelo basado en EFC mejorado, como se describira ahora con respecto a la FIG. 4.

En este ejemplo, para determinar con precision la impedancia caractenstica, e interpretar la contribucion de los efectos cardiacos a la impedancia, se utiliza un circuito equivalente en base a un modelo de conductancia en paralelo libre, como se muestra en la FIG. 4. Dicho modelo tambien puede crearse en forma de serie y el modelo en paralelo se muestra, en este caso, a modo de ilustracion.

En este ejemplo, el circuito incluye una conductancia extracelular Go que representa la conductancia de la corriente electrica a traves del fluido extracelular. La via de conduccion intracelular incluye un elemento de fase constante (EFC) representado como la conexion en serie de una conductancia dependiente de la frecuencia, y una capacitancia dependiente de la frecuencia.

Las dos ecuaciones siguientes definen un EFC general:

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v

1 EFC

<Pcpe =

= (coTf(Gm=l + jBm^) arctan B G

(1)

(2)

en las que:

Yefc es la admitancia de EFC y Wcpe es la fase de EFC.

En esta ecuacion r representa un factor de escala de frecuencia y, u>T es adimensional.

El parametro m define el alcance de la dependencia de la frecuencia de la admitancia de Yefc EFC y el factor de escala de frecuencia con t. Se sabe que para el tejido biologico m se encuentra en el intervalo de 0<m<1.

En un ejemplo, EFC se realiza en consonancia con la ley de Fricke (EFCf), aunque se podnan utilizar otras formas de EFC. Es una practica habitual utilizar el sfmbolo exponente a (m = a) para EFC de Fricke.

Con el fin de hacer que el modelo sea compatible con la teona de la relajacion, la resistencia ideal en serie se cambia a un parametro de resistencia libre Rvar de manera que la constante temporal caractenstica tz sera un parametro dependiente.

El resultado es que la conductancia del circuito puede expresarse de la siguiente manera:

imagen1

imagen2

En este caso, TYm es una nueva constante temporal caractenstica. El submdice m se utiliza para identificar la nueva variable a partir de las variables previas y es consistente con la nomenclatura conocida por los expertos en la materia.

Al poner un valor fijo nominal en la constante temporal Ty es posible seguir el EFC mediante el calculo de Ri utilizando la ecuacion.

imagen3

En este caso, el parametro de resistencia variable Rvar depende de la orientacion de los eritrocitos y, como resultado, los cambios en Rvar pueden utilizarse para determinar la velocidad de flujo de la sangre en un sujeto. En consecuencia, es posible determinar la informacion respecto al gasto cardiaco, o similares.

Un ejemplo de un aparato adecuado para realizar un analisis de la impedancia bioelectrica de un sujeto para determinar la funcion cardiaca se describira ahora haciendo referencia a la FIG. 5.

Como se muestra, el aparato incluye un sistema de procesamiento 10 que tiene un procesador 20, una memoria 21, un dispositivo 22 de entrada/salida (E/S) y una interfaz 23 acoplada entre sf a traves de un bus 24. El sistema de procesamiento esta acoplado a un generador de senales 11 y a un sensor 12, como se muestra. En uso, el generador de senales 11 y el sensor 12 se acoplan a los respectivos electrodos 13, 14, 15, 16, como se muestra.

En uso, el sistema de procesamiento 10 esta adaptado para generar senales de control, haciendo que el generador de senales 11 genere una senal alterna que se aplica a un sujeto 17, a traves de los electrodos 13, 14. El sensor 12 determina entonces la tension o la corriente a traves del sujeto 17 y transfiere las senales apropiadas al sistema de procesamiento 10.

En consecuencia, se apreciara que el sistema de procesamiento 10 pueda ser cualquier forma de sistema de procesamiento, mientras sea adecuado para la generacion de senales de control apropiadas y la interpretacion de los datos de tension para determinar de este modo la impedancia bioelectrica del sujeto, y, opcionalmente, determinar los parametros cardiacos.

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El sistema de procesamiento 10 puede ser, por tanto, un sistema informatico programado adecuadamente, tal como un ordenador portatil, un sobremesa, APD, telefono movil o similares. Alternativamente, el sistema de procesamiento 10 puede estar formado por un hardware especializado. Del mismo modo, el dispositivo de E/S puede encontrarse en cualquier forma adecuada, tal como una pantalla tactil, un teclado y una pantalla, o similares.

Se apreciara que el sistema de procesamiento 10, el generador de senales 11 y el sensor 12 pueden integrarse en una carcasa comun y, por lo tanto, formar un dispositivo integrado. Alternativamente, el sistema de procesamiento 10 puede estar conectado al generador de senales 11 y al sensor 12 a traves de conexiones por cable o inalambricas. Esto permite que el sistema de procesamiento 10 sea proporcionado de forma remota al generador de senales 11 y al sensor 12. Por consiguiente, el generador de senales 11 y el sensor 12 pueden proporcionarse en una unidad cerca, o llevada por el sujeto 17, mientras que el sistema de procesamiento esta situado a distancia con respecto al sujeto 17.

En la practica, el par externo de electrodos 13, 14 se coloca en la region toracica y del cuello del sujeto y se aplica una senal alterna en una pluralidad de frecuencias simultaneas o en secuencia, (dos son suficiente, aunque se prefieren al menos tres, siendo particularmente ventajoso cinco o mas) en el intervalo comprendido entre 2-10.000 kHz. Sin embargo, la forma de onda aplicada puede contener mas componentes de frecuencia fuera de este intervalo.

En la implementacion preferente, la senal aplicada es una tension rica en frecuencia procedente de una fuente de tension fijada, de modo que no excede una corriente auxiliar maxima admisible por el paciente. La senal puede ser una senal de corriente constante, de funcion de impulsos o una senal de tension constante en la que se mide la corriente de manera que no excede la corriente auxiliar maxima admisible por el paciente.

Se miden una diferencia de potencial y/o corriente entre un par interno de electrodos 16, 17. La senal adquirida y la senal medida seran una superposicion de senales en cada una de las frecuencias aplicadas y los potenciales generados por el cuerpo humano, tales como ECG.

Opcionalmente, la distancia entre el par interno de electrodos puede medirse y registrarse. Del mismo modo, pueden registrarse otros parametros relacionados con el sujeto, tales como la altura, peso, edad, sexo, estado de salud, y tambien puede registrarse otra informacion, tal como la medicacion actual.

La senal adquirida se desmodula para obtener la impedancia del sistema en las frecuencias aplicadas. Un metodo adecuado para la desmodulacion es utilizar un algoritmo de transformada rapida de Fourier (TRF) para transformar los datos de dominio temporal al dominio de frecuencia. Otra tecnica que no requiere la tecnica de presentacion de pequenas ventanas de la senal medida es una TRF de ventana deslizante. Otras tecnicas de desmodulacion digital y analogica adecuadas seran conocidas por los expertos en el campo.

Las mediciones de impedancia o admitancia se determinan a partir de las senales en cada frecuencia mediante la comparacion de la tension registrada y la senal de corriente. El algoritmo de desmodulacion producira una amplitud y una senal de fase en cada frecuencia.

Un ejemplo del proceso de medicion de la impedancia bioelectrica de un sujeto y posteriormente la interpretacion de esta se describira mas detalladamente con referencia a las FIG. 6A a 6C.

En la etapa 200, el sistema de procesamiento 10 genera senales de control predeterminadas haciendo que el generador de senales 11 aplique senales de corriente al sujeto 17 en varias frecuencias fi, durante un periodo de tiempo T. Las senales de corriente aplicadas al objeto 17 pueden proporcionarse en las frecuencias fi de forma secuencial, o simultanea, mediante la superposicion de varias senales en cada frecuencia fi correspondiente.

Sena conveniente que las senales de control se generen normalmente de acuerdo con los datos almacenados en la memoria 21 y esto puede permitir que se utilicen varias diferentes secuencias de corriente, seleccionandose a traves del dispositivo 22 de E/S, o a traves de otro mecanismo apropiado.

En la etapa 210, el sensor 12 mide la tension a traves del sujeto 17. A este respecto, las senales de tension seran normalmente senales analogicas y el sensor 12 operara para digitalizar estas, utilizando un convertidor analogico a digital (no se muestra).

En la etapa 220, el sistema de procesamiento 10 toma muestras de las senales del generador de senales 11 y del sensor 12, para determinar de este modo la corriente y la tension a traves del sujeto 17.

En la etapa 230, se aplica opcionalmente un filtro a las senales de tension en la etapa 230 para eliminar los efectos respiratorios, que normalmente tienen un componente de muy baja frecuencia en lmea con el ritmo respiratorio del paciente. Se apreciara que el filtrado pueda conseguirse mediante el sensor 12 o el sistema de procesamiento 10, en funcion de la implementacion.

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En la etapa 240, los vectores de ECG se extraen opcionalmente a partir de las senales de tension. Esto se puede lograr cuando las senales de ECG tienen normalmente una frecuencia en la region de 0 Hz a 100 Hz, mientras que las senales de impedancia se encuentran en la region de 5 kHz a 1 MHz. En consecuencia, las senales de eCg pueden extraerse por cualquier tecnica adecuada, tal como desmodulacion, filtrado o similares.

En la etapa 250, las senales tambien pueden someterse a un procesamiento adicional. Esto se puede realizar, por ejemplo, mediante el filtrado adicional de las senales para asegurar que solo se utilizan las senales en las frecuencias fi aplicadas en la determinacion de la impedancia. Esto ayuda a reducir los efectos del ruido, asf como la reduccion de la cantidad de procesamiento requerido.

En la etapa 260, las senales de corriente y tension se mostraron en el momento tn para determinar la impedancia Zi en cada frecuencia fi.

En la etapa 270, se ajusto una funcion a los valores de impedancia.

Un ejemplo de esto se muestra en la FIG. 7, que muestra un ejemplo de la apariencia de los datos de impedancia y la funcion cuando se representa frente a la frecuencia. Se apreciara que el grafico tiene fines meramente ilustrativos, y en la practica, el sistema de procesamiento 10 no generara necesariamente un grafico. En el caso del grafico de frecuencia frente al grafico de impedancia mostrado en la FIG. 7, la funcion es normalmente un polinomio y, en particular, en este ejemplo, es un polinomio de sexto orden.

Alternativamente puede utilizarse un grafico de Wessel mostrado en la FIG. 8, como se describira con mas detalle a continuacion.

En la practica, puede ser necesaria la eliminacion del ruido para ajustar con precision una funcion a los datos. En un ejemplo, la eliminacion del ruido en ciertas frecuencias puede realizarse ajustando inicialmente una funcion a los datos medidos y posteriormente, eliminando sistematicamente los puntos de valores atfpicos del conjunto de datos y reajustando la funcion al conjunto de datos reducidos.

En consecuencia, en la etapa 280, el procesamiento del sistema 10 opera para determinar si hay puntos de valores atfpicos, considerados como los puntos mayores a una distancia predeterminada de la funcion determinada.

Se apreciara que la funcion utilizada, y la determinacion de los puntos de valores atfpicos pueden lograrse utilizando tecnicas matematicas convencionales.

Si se determina que existen puntos de valores atfpicos, estos se eliminan del conjunto de datos y se ajusta una nueva funcion a los valores restantes en la etapa 290. En la etapa 290, el sistema de procesamiento 10 determina si se mejora el ajuste y, si es asf, se excluye el punto de valor atfpico del conjunto de datos de forma permanente con la nueva funcion que se evalua en la etapa 310. Esto se repite hasta que todos los valores atfpicos que afectan a los datos se eliminan.

En caso de determinarse que el ajuste no se mejora en la etapa 300, el valor atfpico se retiene y la funcion previa se utiliza en la etapa 320.

En caso de que no se produzcan valores atfpicos, o una vez se hayan excluido los valores atfpicos del conjunto de datos, se utiliza entonces el grafico para determinar los valores de Ro y R~ utilizando la funcion determinada.

En un ejemplo, la funcion se utiliza para calcular Ro y R~. Alternativamente, esto se puede utilizar para determinar la impedancia en la frecuencia caractenstica. Como es evidente para un experto en la materia, la frecuencia caractenstica resulta evidente a partir de este procedimiento (por ejemplo, la reactancia maxima en el intervalo de frecuencias).

Por ejemplo, en el caso de la funcion mostrada en la FIG. 7, R~ puede determinarse mediante la busqueda de la impedancia en el inicio de la pseudo-meseta, es decir, una porcion relativamente plana, en la curva de la FIG. 7. En la realizacion ilustrativa, la pseudo-meseta se identifica utilizando un enfoque basado en reglas.

En este enfoque, la funcion se analiza para hallar la frecuencia en la que la impedancia (Z) cambia (AZ) en menos de 1 % con un aumento de frecuencia de 25 kHz. La resistencia o impedancia Z medida en esta frecuencia se identifica como R~ y representa la resistencia del circuito en caso de aplicarse una frecuencia infinitamente alta. Otros metodos para determinar esta region de pseudo-meseta pueden ser conocidos por los expertos en la materia.

Del mismo modo, la impedancia en la frecuencia aplicada cero Ro puede determinarse como el valor en el cual la funcion intercepta el eje y.

Si se utiliza una funcion de tipo grafico de "Wessel", como se muestra en la FIG. 8, este enfoque utiliza un arco, que permite que se determine la impedancia caractenstica. En este ejemplo, el apice del arco en el plano complejo de

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Wessel ya no se corresponde con el valor nominal de ty, sino con TYm dado por la ecuacion anterior. En algunas variantes, la frecuencia caractenstica (la frecuencia en la impedancia caractenstica) puede determinarse mediante la resolucion de un modelo de Cole-Cole para el pico. Por consiguiente, la frecuencia caractenstica se puede determinar directamente (por ejemplo, mediante la extrapolacion a partir de un ajuste de curvas), o puede determinarse numericamente. J. Xiang et al., ("On the Adequacy of Identified Cole-Cole Models", Computers & Geosciences 29 (2003); 647-654) describen metodos para determinar numericamente un modelo de Cole-Cole que puede utilizarse para determinar la frecuencia caractenstica.

Adicionalmente, a puede determinarse a partir del angulo subtendido por el emplazamiento arqueado de Ro a R~. Mediante la comparacion de esta m determinada a partir de los datos de susceptancia, esto permite que se cumplan los criterios de Fricke para los fenomenos de relajacion de los materiales biologicos. En el caso que sean identicos o se encuentren en un intervalo predeterminado entre sf, entonces el metodo del diagrama de Wessel puede aplicarse con una precision razonable. En el caso en que m y a no sean lo suficientemente cercanos en valor, entonces el enfoque del ajuste de la funcion descrito anteriormente es un metodo mas apropiado para determinar las cantidades de interes para el modelo libre de la conductancia.

En la etapa 340, el sistema de procesamiento 10 utiliza los valores de cualquiera de Ro a R~, o la impedancia caractenstica, junto con la ecuacion (5) para determinar el parametro de impedancia intracelular, que, en este ejemplo, es el parametro de resistencia de variable intracelular Rvar.

Como alternativa a la determinacion de los valores de Ro, R~, o la impedancia caractenstica Zc, la ecuacion (5) puede resolverse de manera alternativa matematicamente, por ejemplo mediante el uso de varios diferentes valores de impedancia en distintas frecuencias fi para resolver varias ecuaciones simultaneas. Estos valores pueden basarse en los valores medidos directamente, aunque preferentemente se trata de valores determinados a partir de la funcion ajustada, para tener asf en cuenta la respuesta de impedancia en el intervalo de frecuencias fi aplicadas.

En la etapa 350 se determina si se ha completado un ciclo cardiaco por completo y en caso de que no sea asf, el proceso regresa a la etapa 240 para analizar la siguiente instancia temporal tn+i.

En la etapa 360, una vez se ha completado un ciclo cardiaco completo, el sistema de procesamiento 10 opera para determinar el cambio en el parametro de resistencia intracelular Rvar a lo largo del ciclo cardiaco antes de utilizar este para determinar parametros cardiacos en la etapa 370.

Un grafico tfpico de la impedancia variable temporal obtenida por el presente metodo se muestra en la FIG. 9.

En la FIG. 9, los datos de impedancia sin procesar se indican con el tiempo (medidos por el numero de muestra) en el grafico superior. Esta grafica incluye la impedancia de todos los componentes de impedancia variables temporales en la cavidad toracica, incluyendo la variacion en el volumen sangumeo, la orientacion de celulas sangumeas y los cambios debidos a la respiracion.

El centro de la grafica de la FIG. 9 representa la velocidad de cambio de la impedancia atribuible a la funcion cardiaca de un paciente. La grafica se genero mediante la eliminacion de los componentes de baja frecuencia de la grafica superior y la obtencion de la velocidad del cambio de la impedancia de los datos restantes.

Como apreciaran los expertos en la materia, tambien se pueden incorporar mediciones adicionales en el presente metodo o llevarse a cabo simultaneamente. Por ejemplo, los electrodos internos tambien pueden utilizarse para registrar vectores de ECG. Con el fin de generar mas vectores de ECG, se requieren mas combinaciones de electrodos internos. Los electrodos externos tambien pueden utilizarse para registrar los vectores de ECG. La unidad de procesamiento, o el operador, puede seleccionar automatica o manualmente el vector de ECG mas apropiado. Un monitor de ECG externo tambien puede conectarse o, alternativamente, un modulo separado puede ser incorporado en la invencion con electrodos adicionales para calcular los vectores de ECG.

El ECG puede utilizarse ventajosamente para ayudar en la determinacion de acontecimientos cardiacos. Un ejemplo de salida de ECG se representa en la grafica inferior de la FIG. 9.

Para calcular ciertos parametros cardiacos a partir de la forma de onda de impedancia, tambien han de identificarse adecuadamente puntos fiduciales. Los datos de ECG y/u otras tecnicas de medicion fisiologicas adecuadas pueden emplearse para ayudar en este proceso.

Otros parametros fisiologicos que podnan ser utilizados para ayudar en la identificacion de puntos fiduciales en el ciclo cardiaco incluyen la presion arterial invasiva/no invasiva, oximetna de pulso, mediciones de bioimpedancia perifericas, tecnicas de ultrasonido y espectrometna de frecuencia infrarroja/radio. Dichas tecnicas pueden utilizarse individualmente o en una pluralidad para determinar de manera optima los tiempos del acontecimiento cardiaco.

En un ejemplo de una red neural artificial o medias ponderadas para determinar los acontecimientos cardiacos identificados por mediciones de conductancia combinadas con otros metodos de medidas fisiologicas ofrecen un

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metodo mejorado de identificacion de estos puntos. En el presente ejemplo, el inicio y el final de eyeccion del ventnculo izquierdo se indican por las lmeas verticales en las graficas de la FIG. 9. El tiempo entre estos puntos es el tiempo de eyeccion del ventnculo izquierdo (TEVI).

Estos puntos fiduciales pueden utilizarse para obtener valores de impedancia de interes. Por ejemplo, la velocidad maxima de cambio en el valor de la resistencia intracelular Rvar en la eyeccion del ventnculo izquierdo que se indica en la grafica central de la FIG. 9 como:

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Las medidas de la funcion cardiaca pueden determinarse a partir de estos datos. Por ejemplo, el siguiente metodo puede utilizarse para calcular la velocidad de la sangre y el volumen sistolico. En el presente ejemplo se utilizan las medidas de impedancia para calcular el gasto cardiaco. No obstante, las mismas funciones pueden describirse utilizando la admision o una combinacion de los dos. La formula siguiente puede utilizarse para calcular el gasto cardiaco:

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en la que:

• CO indica el gasto cardiaco (litros/min),

• ^ ^ ' max es tal como se indica en la FIG.9;

• ki es un factor de correccion espedfico de la poblacion opcional basado en uno o mas parametros del sujeto, tales como, al menos, la altura y el peso, pero tambien puede incluir la distancia entre los electrodos y la edad;

• ci es un coeficiente de calibracion opcional que se utiliza para convertir las unidades ohmicas a litros (que pueden ser definidas de forma unica en la fabricacion para cada dispositivo de monitorizacion utilizado para implementar el metodo),

• Zo es una impedancia del valor basal opcional medida en la frecuencia caractenstica (entre 10 ohmios y 150 ohmios),

• Trr es el intervalo entre dos ondas R obtenidas de ECG (hallado a partir de los datos de ECG o impedancia o conductancia),

• Tevi es el tiempo de eyeccion del ventnculo izquierdo (medido a partir de la curva de conductancia o impedancia o preferentemente una combinacion de otras tecnicas de medicion fisiologicas) y

• n (intervalo -4>n<4) y m (intervalo 4>m<4) son constantes opcionales.

El experto en la materia sera capaz de determinar los valores adecuados para estas constantes que dependen del paciente y la situacion en la que se aplica el metodo.

Mientras que el ejemplo descrito anteriormente se ha descrito en el contexto para proporcionar la determinacion del gasto cardiaco del corazon, las realizaciones de la presente invencion pueden aplicarse para determinar otras medidas de rendimiento cardiaco, incluyendo, entre otros, el volumen sistolico, mdice cardiaco, mdice sistolico, resistencia/mdice vascular sistemica, aceleracion, mdice de aceleracion, velocidad, mdice de velocidad, contenido de fluido toracico, tiempo de eyeccion del ventnculo izquierdo, periodo de pre-eyeccion, relacion de tiempo sistolico, trabajo/mdice cardiaco izquierdo, frecuencia cardfaca y presion arterial media.

Como se ha descrito brevemente mas arriba, las medidas del rendimiento y la funcion cardiacas tambien pueden determinarse utilizando la frecuencia caractenstica. Por consiguiente, la frecuencia caractenstica puede determinarse durante un ciclo cardiaco mediante la aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias (o multiples senales electricas en diferentes frecuencias), la deteccion de senales electricas en respuesta a las senales aplicadas, el procesamiento de las senales detectadas (por ejemplo, para eliminar los componentes no deseados, como ECG y otras senales), la comparacion de las senales electricas aplicadas en cada

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frecuencia con las senales de respuesta en cada frecuencia, y el ajuste de las senales a una funcion a partir de la cual puede determinarse la frecuencia caractenstica. Como se ha descrito previamente, las FIG. 6A y 6B ilustran esto. En este ejemplo, los valores de impedancia instantaneos se determinan para cada frecuencia f en el tiempo to 260, y se fijan en una funcion 270 (tal como el grafico de Wessel mostrado en la FIG. 8). La frecuencia caractenstica del grafico de Wessel es la frecuencia de la parte superior del arco (por ejemplo, la frecuencia con la mayor reactancia). En la practica, la frecuencia caractenstica puede ser determinada mediante la aproximacion de la maxima reactancia en el intervalo de la frecuencia aplicada.

La senal o senales aplicadas al sujeto pueden ser una senal (o senales) que tiene una pluralidad de componentes de frecuencia o una serie de senales en diferentes frecuencias. La senal de respuesta que se mide procedente del sujeto despues de la aplicacion de una o mas senales electricas surge debido a las propiedades electricas del cuerpo. Esta respuesta se refiere habitualmente como una senal de respuesta. La senal de respuesta tambien puede referirse como una respuesta evocada o senal evocada, y es normalmente una respuesta pasiva. Por ejemplo, la respuesta no suele incluir una respuesta evocada regenerativa (por ejemplo, activa) de los tejidos electricamente activos.

Una vez determinada la frecuencia caractenstica, esta frecuencia caractenstica puede proporcionar un medio relativamente exacto para determinar la funcion cardiaca y aplicar despues una senal electrica en la frecuencia caractenstica y recibir la senal electrica de respuesta en esa frecuencia. Esta estimulacion electrica y la toma de muestras pueden repetirse durante un ciclo cardiaco completo o parcial. Para cada punto temporal, las senales estimuladas y de respuesta pueden compararse (por ejemplo, despues de la filtracion u otro procesamiento de senales) para determinar una impedancia instantanea o cualquier componente de la impedancia instantanea, tal como resistencia, reactancia, fase y magnitud. Como se sabe en la materia, la resistencia y la reactancia, y la impedancia y la fase estan matematicamente relacionadas, y con cualquiera de los dos se pueden calcular los otros dos. Ademas, como se conoce en la materia, cualquiera de estos componentes puede determinarse a partir de las senales aplicadas y de respuesta.

Por ejemplo, en la FIG. 6C, Rvar se determina de forma iterativa mediante el calculo de valores de impedancia instantaneos en una pluralidad de frecuencias en cada punto temporal. Las FIG. 10 y 11 describen un metodo alternativo para determinar una medida de la funcion cardiaca, en lugar de determinar la frecuencia caractenstica (estimulacion en multiples frecuencias) y utilizar esta frecuencia caractenstica para determinar la impedancia instantanea (o componentes de la impedancia instantanea). La etapa para determinar una frecuencia caractenstica puede realizarse solo una vez durante un ciclo cardiaco, o solo periodicamente durante un ciclo cardiaco, en lugar de en cada punto temporal ti.

La FIG. 10 es un diagrama de flujo esquematico que ilustra ademas un metodo para determinar una medida de la funcion cardiaca en un sujeto. En primer lugar, se determina una frecuencia caractenstica para el sujeto 1001. Como se ha descrito previamente, la frecuencia caractenstica puede determinarse mediante la aplicacion de una senal (o senales) electrica que tiene una pluralidad de frecuencias para el sujeto, la recepcion de la senal o senales de respuesta procedentes del sujeto, y la determinacion de un valor de impedancia instantaneo (o un componente de la impedancia) en cada una de las pluralidades de frecuencias, el ajuste de los valores a una funcion (por ejemplo, una funcion dependiente de la frecuencia), y la determinacion de la frecuencia caractenstica utilizando la funcion. Cualquier intervalo apropiado de frecuencias puede utilizarse, incluyendo frecuencias comprendidas entre 2 y 10.000 kHz (por ejemplo, 2-200 kHz, etc.), y puede utilizarse cualquier numero apropiado de frecuencias (por ejemplo, 2, 8, 16, 50, 100, etc.). Aunque los valores de impedancia instantaneos pueden determinarse en cada punto temporal, en algunas variantes, los componentes de los valores de impedancia instantaneos (por ejemplo, reactancia y/o resistencia) se determinan en cada punto temporal, en vez del valor de impedancia combinado. En algunas variantes, se utiliza una fase.

A continuacion, la impedancia, o un componente de la impedancia, puede determinarse en diferentes puntos temporales durante la totalidad o una parte de un ciclo cardiaco 1003. Como se ha descrito previamente, la resistencia intracelular puede calcularse a partir de la impedancia. En algunas variantes, el componente de reactancia de la impedancia se determina en diferentes puntos temporales de un ciclo cardiaco mediante la aplicacion de senales electricas en la frecuencia caractenstica. Por consiguiente, al menos un punto temporal de reactancia puede determinarse en esa frecuencia caractenstica. Este punto temporal de reactancia puede denominarse como una reactancia instantanea en ese punto temporal. En algunas variantes, el componente de la impedancia determinado en cada punto temporal utilizando la frecuencia caractenstica es la fase, magnitud (o ambas). En algunas variantes, la impedancia instantanea se determina utilizando la frecuencia caractenstica en cada punto temporal.

En la FIG. 10, la impedancia (o un componente de la impedancia) en la frecuencia caractenstica se determina en puntos temporales distintos durante un ciclo cardiaco completo 1005. Se puede tomar cualquier numero de puntos temporales en el ciclo cardiaco (por ejemplo, el numero de puntos de muestra dentro del ciclo cardiaco). Aunque la mayona de los metodos descritos en el presente documento toman mediciones durante un ciclo cardiaco completo, tambien se puede utilizar una parte de un ciclo cardiaco o multiples ciclos cardiacos. Como se ha mencionado brevemente mas arriba, estos valores instantaneos determinados durante el ciclo cardiaco utilizando la frecuencia

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caractenstica pueden almacenarse para su uso en la determinacion de una funcion ca^aca, tal como el volumen sistolico o el gasto cardiaco.

Como se ha mencionado previamente, una nueva frecuencia caractenstica se puede determinar durante el ciclo cardiaco, como se indica por la lmea de puntos 1011 en la FIG. 10. Por ejemplo, una nueva frecuencia caractenstica puede determinarse para cada punto temporal, o para algun subconjunto de puntos temporales.

Por ultimo, una medida de la funcion cardiaca puede determinarse utilizando el valor o valores de impedancia instantaneos (o un componente de la impedancia) determinados en la frecuencia caractenstica 1007 en las etapas previas. Por ejemplo, los valores de impedancia instantaneos medidos en la frecuencia caractenstica pueden utilizarse para determinar un volumen sistolico y/o gasto cardiaco. El cambio maximo en la impedancia, (dz/dt)max, es proporcional al volumen sistolico y tambien al gasto cardiaco. Por ejemplo, el volumen sistolico puede representarse como:

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en el que: VS = volumen sistolico, (dz/dt)max = velocidad maxima de cambio en la impedancia medida en el inicio del ciclo sistolico, TEV = tiempo de eyeccion del ventnculo izquierdo, y L' = longitud toracica estimada a partir de la altura y el peso del sujeto utilizando una nomograma. L' tambien representa la resistividad de la sangre. Zb es un valor basal del valor de la impedancia. Por consiguiente, las constantes se pueden combinar, expresando el volumen sistolico en terminos de elementos (por ejemplo, (dz/dt)max) que puede determinarse para cada ciclo cardiaco. El gasto cardiaco se relaciona con el volumen sistolico (por ejemplo, gasto cardiaco = VS*frecuencia cardfaca).

En un ejemplo, la reactancia instantanea en la frecuencia caractenstica puede utilizarse para determinar una medida de la funcion cardiaca. Por ejemplo, la reactancia instantanea en la frecuencia caractenstica puede medirse en cada punto de muestra durante un ciclo cardiaco mediante la estimulacion del sujeto en la frecuencia caractenstica. El cambio en la reactancia (dX/dt)max tambien es proporcional al volumen sistolico y al gasto cardiaco, y por lo tanto se puede utilizar (en conjuncion con nomogramas apropiados) para determinar estas medidas de la funcion cardiaca. La FIG. 11 ilustra este metodo a modo de ejemplo.

Un sistema para el analisis de la funcion cardiaca en un sujeto puede incluir cualquiera de los elementos descritos anteriormente, y tambien puede incluir uno o mas procesadores para la ejecucion de los procedimientos descritos en la presente memoria. Por ejemplo, un sistema puede incluir un procesador (por ejemplo, un microprocesador) para controlar la aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias al sujeto 1101. Por consiguiente, el procesador puede conectarse a un generador de senales y a los electrodos que se van a conectar al sujeto para su estimulacion. El controlador tambien puede estar conectado a los electrodos para la recepcion de una senal electrica procedente del sujeto en respuesta a la senal aplicada 1103. La senal de entrada tambien puede ser enviada al controlador, y las senales tanto de entrada como de salida pueden digitalizarse, filtrarse o acondicionarse de otra manera. El procesador puede determinar, ademas, una frecuencia caractenstica mediante la comparacion de las senales 1105 electricas aplicadas y recibidas, como se ha descrito previamente.

La frecuencia caractenstica puede utilizarse entonces para determinar una reactancia instantanea, o cualquier otra caractenstica adecuada de la impedancia, incluyendo la fase 1107. Por ejemplo, el sistema puede detectar el desplazamiento de fase relativa (d9/dt) entre la senal inyectada y la senal de respuesta en momentos distintos durante un ciclo cardiaco completo o una parte de un ciclo cardiaco mediante la aplicacion de una senal electrica en la frecuencia caractenstica determinada y la comparacion de la fase de la senal de respuesta a la senal aplicada. Como se ha mencionado previamente, en algunas variantes, la frecuencia caractenstica puede determinarse una vez durante el ciclo cardiaco (por ejemplo, al comienzo de la medicion), o una nueva frecuencia caractenstica puede determinarse antes de la determinacion del componente de la impedancia (por ejemplo, reactancia o desplazamiento de fase) en cada punto temporal, como se indica por la lmea de puntos 1117 en la FIG. 11. En algunas variantes, una nueva frecuencia caractenstica puede recalcularse despues de varios puntos de datos (o una fraccion del ciclo cardiaco).

Estos valores de impedancia instantaneos determinados en la frecuencia caractenstica (por ejemplo, la impedancia instantanea, reactancia instantanea, desplazamiento de fase instantanea, etc.) pueden almacenarse por el sistema. Por ejemplo, el procesador puede incluir una memoria para almacenar estos valores. En algunas variantes, todos los valores no se almacenan, pero solo se almacena un valor de ejecucion (por ejemplo, el valor maximo, la suma de los valores, un producto de los valores, etc.). Estos valores almacenados pueden utilizarse para determinar una medida de la funcion cardiaca 1111. Por ejemplo, los valores del desplazamiento de fase (d9/dt) pueden utilizarse para determinar el volumen sistolico y/o el gasto cardiaco. Por ejemplo, el desplazamiento de fase puede ser proporcional a los cambios en el flujo sangumeo de la aorta, como se ha descrito previamente. Por consiguiente, el volumen sistolico puede expresarse como:

VS = C’ *(d(p/dt)n,ax*TEV

en el que TEV es el tiempo de eyeccion ventricular, y C' es una constante que puede estar basada en caractensticas individuales del paciente (incluyendo la altura, el peso, el genera, la edad, etc.). Como se ha descrito previamente, 5 TEV puede determinarse para cada ciclo cardiaco. Por ejemplo, el ECG puede utilizarse para determinar la longitud de cada latido del corazon, asf como el inicio de la eyeccion y el final de la eyeccion, desde el que se puede estimar el VET. La frecuencia cardiaca (y por lo tanto, el gasto cardiaco) tambien puede determinarse a partir de la informacion de fase.

10 La medida de la funcion cardiaca determinada puede visualizarse, almacenarse o transmitirse. Por consiguiente, cualquiera de los sistemas para el analisis de la funcion cardiaca descritos en la presente memoria pueden incluir una pantalla (por ejemplo, pantalla, impresora, etc.) o telemetna (inalambrica, LAN, etc.), o similares. Los sistemas descritos en la presente memoria tambien pueden incluir uno o mas insumos, tales como teclados, ratones, pantallas tactiles, etc., para la introduccion de la informacion del sujeto.

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REIVINDICACIONES

1. Un metodo para determinar una medida de la funcion cardiaca en un sujeto, comprendiendo el metodo:

(a) la determinacion de una frecuencia caractenstica para el sujeto;

(b) la determinacion de un componente de la impedancia en la frecuencia caractenstica; y

(c) la determinacion de una medida de la funcion cardfaca utilizando el componente de la impedancia determinado en la frecuencia caractenstica,

caracterizado por que el componente de la impedancia es una fase.
2. El metodo de la reivindicacion 1, en el que la frecuencia caractenstica del sujeto se determina por:

(a) la aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias al sujeto;

(b) la determinacion de un valor de impedancia instantaneo en cada una de las pluralidades de frecuencias;

(c) el ajuste de los valores de impedancia instantaneos en una funcion dependiente de la frecuencia; y

(d) la determinacion de la frecuencia caractenstica utilizando la funcion.
3. El metodo de la reivindicacion 1, en el que la frecuencia caractenstica se determina aplicando una o mas senales electricas que tienen frecuencias en el intervalo comprendido entre 2-10.000 kHz al sujeto.
4. El metodo de la reivindicacion 1, en el que el componente de la impedancia en la frecuencia caractenstica se determina comparando una senal electrica aplicada al sujeto que tiene una frecuencia aproximadamente en la frecuencia caractenstica con una senal electrica recibida procedente del sujeto en respuesta a la senal electrica aplicada.
5. El metodo de la reivindicacion 1, en el que la medida de la funcion cardiaca se determina por la determinacion de la impedancia en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales durante un ciclo cardiaco.
6. El metodo de la reivindicacion 1, comprendiendo el metodo ademas:

(a) la aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias al sujeto;

(b) la recepcion de una senal electrica procedente del sujeto en respuesta a la senal aplicada; y,

(c) la determinacion de la frecuencia caractenstica para el sujeto comparando las senales electricas aplicadas y recibidas.
7. El metodo de la reivindicacion 6, en el que ademas la frecuencia caractenstica se determina comparando las senales electricas aplicadas y recibidas para determinar un valor de impedancia instantaneo y ajustando los valores de impedancia instantaneos en una funcion dependiente de la frecuencia.
8. El metodo de la reivindicacion 1 o 6, en el que al menos un componente de la impedancia determinado en la frecuencia caractenstica es la reactancia en la frecuencia caractenstica.
9. El metodo de la reivindicacion 1 o 6, en el que la medida de la funcion cardiaca se selecciona entre el grupo que consiste en: volumen sistolico y gasto cardiaco.
10. El metodo de la reivindicacion 6, en el que la medida de la funcion cardiaca se determina por la determinacion de la reactancia en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales durante un ciclo cardiaco.
11. El metodo de la reivindicacion 1 o 6, en el que la medida de la funcion cardiaca se determina por la determinacion del desplazamiento de fase en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales durante un ciclo cardiaco.
12. El procedimiento de la reivindicacion 1 o 6, en el que la medida de la funcion cardiaca se determina por la determinacion de la frecuencia caractenstica y al menos un componente de la impedancia en la frecuencia caractenstica para varios puntos temporales secuenciales durante un ciclo cardiaco.
13. Un sistema (10) para analizar la funcion cardiaca en un sujeto, comprendiendo el sistema:

una pluralidad de electrodos (13, 14) configurados para unirse a un sujeto; y un procesador (20) conectado a la pluralidad de electrodos, el procesador se configura para

(a) controlar la aplicacion de una senal electrica que tiene una pluralidad de frecuencias al sujeto;

(b) recibir una senal electrica procedente del sujeto en respuesta a la senal aplicada;

(c) determinar una frecuencia caractenstica comparando las senales electricas aplicadas y recibidas;

(d) determinar al menos un componente de la impedancia en la frecuencia caractenstica; y

(e) determinar una medida de la funcion cardiaca utilizando al menos un componente de la impedancia determinado en la frecuencia caractenstica, caracterizado por que,

el componente de la impedancia es una fase.

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14. El sistema de la reivindicacion 13, que comprende ademas una logica de procesamiento para determinar la medida de la funcion cardiaca multiplicando al menos un componente de la impedancia por una o mas constantes que comprenden constantes basadas en las caractensticas ffsicas del sujeto.

10 15. El sistema de la reivindicacion 13, que comprende ademas un dispositivo de entrada (22) en comunicacion con

el procesador (20) para introducir al menos algunas de las caractensticas ffsicas del sujeto.